Neu­es Orthe­sen­kon­zept zur Ver­bes­se­rung der Fuß­be­weg­lich­keit in der Fron­tal­ebe­ne bei Unter­schen­kel­or­the­sen mit Ringfassung

Orthe­sen­sys­te­me, die nur die patho­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung frei­ge­ben und das Ziel ver­fol­gen, neben einer voll­stän­di­gen Kor­rek­tur den Fuß nicht in der phy­sio­lo­gi­schen Beweg­lich­keit über die Maße ein­zu­schrän­ken, las­sen sich sogar schon in älte­rer Lite­ra­tur fin­den¹. In Anbe­tracht die­ser his­to­ri­schen und den­noch fort­schritt­li­chen Orthe­sen­tech­nik ist es schwer zu glau­ben, dass es bis heu­te nur sehr weni­ge kor­ri­gie­ren­de Orthe­sen gibt, die über die­se bereits vor vie­len Jah­ren genutz­ten Prin­zi­pi­en hin­aus­ge­hen. Obwohl die moder­ne Werk­stoff­tech­nik neue Mate­ria­li­en zur Ver­fü­gung stellt und die Fort­schrit­te in der funk­tio­nel­len Ana­to­mie bes­se­re Kor­rek­turme­cha­nis­men von Fehl­stel­lun­gen ermög­li­chen, schrän­ken selbst aktu­el­le Orthe­sen den Fuß oft mehr ein, als es für eine Sta­bi­li­sie­rung oder Kor­rek­tur not­wen­dig ist.

Eine Pati­en­ten­grup­pe, die oft orthe­tisch auf­grund von Fuß­fehl­stel­lun­gen wie zum Bei­spiel eines Spitz­fu­ßes ver­sorgt wird, stellt die Betrof­fe­nen der Zere­bral­pa­re­se (CP) dar. Dabei sind Unter­schen­kel­or­the­sen die am häu­figs­ten ver­wen­de­ten Orthe­sen bei einer CP-Dia­gno­se². Pati­en­ten mit einer CP ver­fü­gen oft über eine schwa­che Will­kür­mo­to­rik bei gleich­zei­ti­gen spas­ti­schen Läh­mun­gen ver­schie­de­ner Mus­kel­grup­pen. Den­noch sind vie­le Pati­en­ten geh­fä­hig und kön­nen sich auf unebe­nem Gelän­de frei bewe­gen. Die Ein­schrän­kung des Fuß­kom­ple­xes durch eine Orthe­se, die über eine voll­stän­di­ge Kor­rek­tur der Fehl­stel­lung hin­aus­geht, wur­de bis­her durch phy­sio­the­ra­peu­ti­sche Maß­nah­men mini­miert, ver­min­dert jedoch die Adapt­a­ti­on des Fußes beim Gehen im unebe­nen Gelände.

Bis heu­te sind kei­ne Orthe­sen­sys­te­me bekannt, die eine voll­stän­di­ge und mehr­di­men­sio­na­le Spitz­fuß­kor­rek­tur sicher­stel­len, ohne den Fuß in sei­ner fron­ta­len Anpass­bar­keit auf unebe­nem Unter­grund zu behin­dern. Infol­ge­des­sen wird in die­ser Arbeit ein neu ent­wi­ckel­tes Orthe­sen­sys­tem nach Baise/Pohlig gang­ana­ly­tisch unter­sucht, wel­ches poten­ti­ell zur Spitz­fuß­kor­rek­tur bei einer CP ein­ge­setzt wer­den soll und dem Fuß bei gleich­blei­ben­der Kor­rek­tur­wir­kung eine grö­ße­re fron­ta­le Bewe­gungs­frei­heit in die nicht patho­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung erlau­ben kann, um die Adapt­a­ti­ons­funk­ti­on des Fußes auf unebe­nem Unter­grund in die phy­sio­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung zu erhalten.

Ein­lei­tung

In die­ser Stu­die sol­len spe­zi­fi­sche Eigen­schaf­ten des dyna­mi­schen Sta­bi­li­täts­trä­gers in Ver­bin­dung mit einer Unter­schen­kel­or­the­se nach Baise/Pohlig zur Ver­sor­gung von spas­ti­schen Spitz­fü­ßen gang­ana­ly­tisch unter­sucht wer­den. Die Kon­struk­teu­re des dyna­mi­schen Sta­bi­li­täts­trä­gers (DS) haben fol­gen­de Hypothesen:

1. Der DS ermög­licht eine Adapt­a­ti­on des Fußes auf unebe­nem Unter­grund in die phy­sio­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung der jewei­li­gen Fehl­stel­lung in der Fron­tal­ebe­ne (Inversion/Eversion), die über die fle­xi­blen Eigen­schaf­ten einer uni­la­te­ra­len, jedoch ohne DS aus­ge­stat­te­ten Ver­sor­gung hinausgeht.
2. Der dyna­mi­sche Sta­bi­li­täts­trä­ger sperrt die fron­ta­le Adapt­a­ti­ons­be­we­gung des Fußes (Inversion/Eversion) in die patho­lo­gi­sche Rich­tung der jewei­li­gen Fehlstellung.
3. Durch die Ver­wen­dung des DS erhöht sich nicht die Plant­ar­fle­xi­on des Fußes im Gangzyklus.

Metho­den

Teil­neh­mer

Zur Über­prü­fung der genann­ten The­sen wur­de eine ent­spre­chen­de Stu­die auf­ge­setzt. Um zur Teil­nah­me an der Stu­die ein­ge­schlos­sen zu wer­den, also die im Fol­gen­den beschrie­be­nen Vor­ga­ben des dyna­mi­schen Sta­bi­li­täts­trä­gers zu erfül­len, muss­ten die Teil­neh­mer mit einer spas­ti­schen CP ein Kör­per­ge­wicht zwi­schen 14 kg und 56 kg auf­wei­sen. Wei­te­re Ein­schluss­kri­te­ri­en waren eine GMFCS (Gross Motor Func­tions Clas­si­fi­ca­ti­on System)-Klassifizierung I oder II, eine frei beweg­li­che fron­ta­le Beweg­lich­keit des Fußes und ein dia­gnos­ti­zier­ter sowie voll­stän­dig kor­ri­gier­ba­rer Spitz­knick-/-klump­fuß (min. Ran­ge of Moti­on (ROM) des obe­ren Sprung­ge­len­kes (OSG) in Dor­sal­ex­ten­si­on (DE) 0° bei gestreck­tem Knie und kor­ri­gier­tem unte­rem Sprung­ge­lenk (USG)). Es wur­den 5 mit einer spastischen/unilateralen CP dia­gnos­ti­zier­te Kin­der und 5 TD(typically developed)-Kinder als Refe­renz­grup­pe mit den in Tabel­le 1 dar­ge­stell­ten anthro­po­me­tri­schen Daten eingeschlossen.

Es wur­den dem­nach 2 Pati­en­ten­grup­pen gebil­det. Alle Pro­ban­den ohne CP-Dia­gno­se (1–5) wur­den in der Grup­pe TD zusam­men­ge­fasst. Die Pro­ban­den 6–9 wie­sen eine spas­ti­sche CP mit einem Spitz­knick­fuß auf und wur­den unter der Grup­pe CPFF (Cere­bral pal­sy flat foot) zusammengefasst.

Der dyna­mi­sche Stabilitätsträger

Der dyna­mi­sche Sta­bi­li­täts­trä­ger (DS) ist zur Anwen­dung bei einem uni­la­te­ra­len Gelenk­sys­tems bei geh­fä­hi­gen CP-Pati­en­ten ent­wi­ckelt wor­den, die min­des­tens eine Geh­fä­hig­keit von GMFCS II besit­zen. Alle Grund­vor­rau­set­zun­gen, die für eine The­ra­pie mit einer Unter­schen­kel­or­the­se bei einem spas­ti­schen Spitz­fuß gel­ten, sind eben­falls bei der Indi­ka­ti­ons­stel­lung des DS anzu­wen­den. Die Kon­struk­ti­on der ver­wen­de­ten Unter­schen­kel­or­the­se ändert sich nicht beim Ein­bau des DS (Abb. 1).

Der dyna­mi­sche Sta­bi­li­täts­trä­ger hat das Ziel, die fron­ta­le Bewe­gung des Fußes in die phy­sio­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung frei­zu­ge­ben und die patho­lo­gi­sche zu sper­ren (Abb. 2). Dies soll durch ein aniso­tro­pes Bie­ge­ver­hal­ten erreicht wer­den, wel­ches durch den fle­xi­blen Car­bon­stab mit den dazu­ge­hö­ri­gen an der Innen­sei­te ein­ge­kerb­ten Bau­tei­len umge­setzt wird (Abb. 3). Die aniso­tro­pe Fle­xi­bi­li­tät wird durch die Alu­mi­ni­um­bau­tei­le erreicht, die auf den Car­bon­stab gescho­ben und dort pas­siv fixiert wer­den (Abb. 2). Bei einem Anwen­der­ge­wicht unter 30 kg wur­de ein 3 mm dicker Car­bon­stab und bei über 30 kg ein 4 mm dicker Car­bon­stab ver­wen­det. Um eine Fle­xi­bi­li­tät in die gewünsch­te Rich­tung zu ermög­li­chen, sind die Alu­mi­ni­um­bau­tei­le an der Innen­sei­te so ange­schlif­fen, dass eine Bie­gung zum Kör­per hin mög­lich ist. Auf der Außen­sei­te sind die­se hin­ge­gen auf Stoß gear­bei­tet, sodass eine Bie­gung des Car­bon­sta­bes in die­se Rich­tung blo­ckiert wird (Abb. 4). Des Wei­te­ren kann der Wider­stand in die patho­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung erhöht wer­den. Der pro­xi­mal direkt über den Klöt­zen ange­brach­te Anpress­kopf (Abb. 3, 4) ermög­licht durch einen Schrau­ben­me­cha­nis­mus, den Anpress­druck zwi­schen den Alu­mi­ni­um­klöt­zen zu erhö­hen und somit den Wider­stand, der sich durch die vor­han­de­nen Fer­ti­gungs­to­le­ran­zen zu gering oder zu spät auf­bau­en kann, frü­her ein­set­zen zu las­sen und zu ver­stär­ken. Somit wird der Bie­ge­wi­der­stand in die patho­lo­gi­sche Rich­tung erhöht, es ent­steht jedoch auch eine Vor­span­nung in die phy­sio­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung. Je nach Indi­ka­ti­ons­stel­lung wird der DS late­ral bei einem Spitz­knick­fuß oder medi­al bei einem Spitz­klump­fuß mit den Ein­schnit­ten zum Kör­per gerich­tet, ein­ge­baut. Somit wir­ken die Dreh­mo­men­te haupt­säch­lich in die frei­ge­ge­be­ne Rich­tung, da sich die größ­te Flä­che des Fußes medi­al bei einem Spitz­knick­fuß oder late­ral bei einem Spitz­klump­fuß befin­det. Die auf­tre­ten­den Dreh­mo­men­te in die patho­lo­gi­sche Rich­tung sol­len durch die an der Außen­sei­te auf Stoß gear­bei­te­ten Alu­mi­ni­um­bau­tei­le auf­ge­fan­gen und der Fuß somit in die­ser Bewe­gung limi­tiert wer­den. Der DS wird mit einem OSG-Gelenk und einer dista­len Adap­ti­on als ein­zi­ges Ver­bin­dungs­stück zwi­schen der Unter­hül­se und dem Fuß­teil an einer uni­la­te­ral geführ­ten Unter­schen­kel­or­the­se mit Ring­fas­sung ver­baut. Zum Zeit­punkt der Anfer­ti­gung die­ser Arbeit liegt das zuge­las­se­ne Kör­per­ge­wicht zur Ver­wen­dung eines DS bei mini­mal 14 kg und maxi­mal 56 kg.

Durch­füh­rung

Zur Erhe­bung der kine­ma­ti­schen und kine­ti­schen Daten wur­de ein Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tem der Fir­ma Vicon (Vicon MX, Vicon Moti­on Sys­tems Ltd., Oxford, UK) mit ins­ge­samt 8 opto­elek­tro­ni­schen Kame­ras vom Typ Boni­ta B10 (Vicon MX, Vicon Moti­on Sys­tems Ltd., Oxford, UK), 2 pie­zo­elek­tri­sche Kraft­mess­plat­ten der Advan­ced Mecha­ni­cal Tech­no­lo­gy, Inc. (Water­town, Massachusetts/USA) auf einer Geh­stre­cke von 12 Metern ver­wen­det. Die Erhe­bung erfolg­te unter Benut­zung des eta­blier­ten Mar­ker­sets Oxford Foot Model (OFM), wel­ches zur Eva­lu­ie­rung von Kin­der­fü­ßen geeig­net ist^{3 4}. Bei der Berech­nung der Gelenk­zen­tren wer­den die jewei­li­gen fron­ta­len Brei­ten­ma­ße ver­wen­det, die durch eine Mul­ti­pli­ka­ti­on mit 0,5 das fron­ta­le Gelenk­zen­trum des OSG oder des Knies bestim­men. In die­ser Stu­die muss­te das ange­ge­be­ne OSG-Maß bei Mess­si­tua­tio­nen mit einer Orthe­se auf der Orthe­sen­sei­te ange­passt wer­den, um das Gelenk­zen­trum des OSGs nicht zu ver­fäl­schen. Da es sich bei der ver­wen­de­ten Ver­sor­gung um eine uni­la­te­ra­le Orthe­se han­delt, wür­de sich bei der Stan­dard­be­rech­nung das Gelenk­zen­trum bei einer late­ra­len Anla­ge nach late­ral und bei einer media­len Anla­ge nach medi­al ver­schie­ben. Als Refe­renz­punkt zur Berech­nung des OSG-Zen­trums im OFM-Modell wird der late­ra­le OSG-Mar­ker ver­wen­det. Da sich die­ser bei der Pro­banden­grup­pe TD und CPFF wei­ter late­ral als bei der Bar­fuß­mes­sung befin­det, wird das OSG-Zen­trum um die­se Distanz late­ra­li­siert. Um eine exak­te Berech­nung des OSG-Zen­trums zu gewähr­leis­ten, wur­de die zusätz­li­che Brei­te der late­ra­len Orthe­sen­an­la­ge aus­ge­mes­sen und mit dem Fak­tor 2 auf die gemes­se­ne Knö­chel­brei­te addiert. Alle Teil­neh­mer der Grup­pen TD und CPFF wur­den mit einem late­ral ange­brach­ten DS aus­ge­stat­tet, wel­cher die Inver­si­on frei­ge­ben und die Ever­si­on sper­ren soll.

Wäh­rend und nach der Anpro­be im Rah­men der Orthe­sen­fer­ti­gung hat­ten die Pati­en­ten Zeit, sich an die Orthe­se zu gewöh­nen und über ca. 4 Stun­den ver­teilt das Gehen auf der Ebe­ne und auf unebe­nem Unter­grund mit dem DS und der stei­fen Orthe­se (SO) Abb. 6 zu üben (Tab. 2).

In der SO wird der DS durch einen hoch­fes­ten Alu­mi­ni­um­stab (EN AW 7075) ersetzt, wobei die­sel­be Orthe­se für bei­de Mess­si­tua­tio­nen benutzt wird. Der ein­ge­bau­te Alu­mi­ni­um­stab war bei einer Ver­wen­dung eines 3 mm star­ken DS 12 mm und bei einem 4 mm star­ken DS 14 mm dick. Die Adap­ti­on des Alu­mi­ni­um­sta­bes und das ver­wen­de­te OSG der SO war mit der der DS-Vari­an­te iden­tisch. Die Pro­ban­den wur­den in zufäl­li­ger Rei­hen­fol­ge in 2 metho­di­schen Abschnit­ten im Gang­la­bor ver­mes­sen. Der 1. Abschnitt defi­niert sich durch eine Mes­sung ohne Orthe­se auf ebe­nem Unter­grund. Dabei wur­den am Pati­en­ten nach dem OFM die retro­f­lek­tie­ren­den Mar­ker direkt auf der Haut ange­bracht. In die­ser Mess­si­tua­ti­on wur­den kei­ne Schu­he ver­wen­det. Im 2. Abschnitt wur­den die Pati­en­ten mit der zuvor ange­fer­tig­ten Orthe­se in 6 Mess­si­tua­tio­nen gemes­sen (Abb. 5). Dabei wur­den die Mar­ker am betrof­fe­nen Unter­schen­kel und Fuß ent­fernt. In allen Mess­si­tua­tio­nen, in denen der Pro­band eine Orthe­se trug, wur­den auf bei­den Sei­ten Orthe­sen­schu­he ver­wen­det. Um eine Bein­län­gen­dif­fe­renz aus­zu­schlie­ßen, wur­de auf der kon­tra­la­te­ra­len Sei­te eine Aus­gleich­sein­la­ge in den Schuh ein­ge­bracht. Die durch das OFM vor­de­fi­nier­ten Mar­ker­po­si­tio­nen wur­den auf die Orthe­se und den Schuh über­tra­gen und jeweils auf der Orthe­se oder dem Schuh ange­bracht. Vor der Mes­sung wur­de jeweils eine Ein­ge­wöh­nungs­zeit ein­ge­plant, in der sich der Pro­band frei im Gang­la­bor oder auf dem Uneben­heits­park­our (Abb. 7) bewe­gen konn­te. Die Mess­si­tua­tio­nen auf unebe­nem Unter­grund fan­den auf Ter­ra­sen­sa-Boden­plat­ten (Hüb­ner Group, Kas­sel) statt. Auf der Geh­stre­cke befand sich zusätz­lich eine Ram­pe aus fes­tem Schaum­stoff (Shore 5), die eine Nei­gung von (25°) nach late­ral und medi­al auf­wies. Als ein gül­ti­ger Ver­such galt das Tref­fen der Ram­pe je nach Mess­si­tua­ti­on in Inver­si­on bzw. Ever­si­on mit dem orthe­tisch ver­sorg­ten Bein. Beim Wech­sel der Mess­si­tua­ti­on von der phy­sio­lo­gisch abfal­len­den Ram­pe zur ent­ge­gen­ge­setzt abfal­len­den Ram­pe wur­de der Pro­band dahin­ge­hend instru­iert, die schrä­ge Flä­che auf der ande­ren Sei­te mit der aus­ge­wähl­ten Stei­gung der jewei­li­gen Mess­si­tua­ti­on zu tref­fen. Bei der Mes­sung auf ebe­nem Unter­grund wur­den kine­ti­sche und kine­ma­ti­sche Mess­da­ten auf­ge­nom­men, wohin­ge­gen auf unebe­nem Unter­grund aus­schließ­lich kine­ma­ti­sche Daten auf­ge­zeich­net wur­den. Nach Abschluss einer jeden Mess­si­tua­ti­on wur­de der Pro­band nach sei­nen Ein­drü­cken zur jewei­li­gen Orthe­sen­va­ri­an­te befragt. Nach der Mes­sung wur­den die Gelenk­be­weg­lich­kei­ten, der Grad der Spas­tik und der Mus­kel­sta­tus nach Jan­da der unte­ren Extre­mi­tät manu­ell und mit einem Gonio­me­ter nach Böhm et al. ermit­telt⁵.

Ergeb­nis­se

Unebe­ner Untergrund

Beim Auf­tre­ten auf die in die patho­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung abfal­len­de Ram­pe der Pro­banden­grup­pe CPFF erreicht der DS eine mitt­le­re maxi­ma­le Ever­si­on von ‑4,4° ± 3,0° und die SO von ‑5,3° ± 3,8° (Abb. 8 a). In die phy­sio­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung zeigt der DS bei der Pro­banden­grup­pe CPFF eine mitt­le­re maxi­ma­le Inver­si­on von 17,6° ± 4,8° und die SO von 12,5° ± 6,6° (Abb. 8b).

Die Ergeb­nis­se der Pro­banden­grup­pe TD sind in der Abbil­dung 9 dar­ge­stellt. Hier­bei zeigt sich beim Auf­tre­ten auf­die in die patho­lo­gi­sche Rich­tung abfal­len­de Ram­pe eine mitt­le­re maxi­ma­le Ever­si­on von 3,0° ± 5,0° beim DS und von 4,9° ± 3,5 bei der SO (Abb. 9a). In die ent­ge­gen­ge­setz­te Bewe­gungs­rich­tung erreicht der DS bei der Pro­banden­grup­pe TD eine mitt­le­re maxi­ma­le Inver­si­on von 25,4° ± 6,4° und die SO von 18,4° ± 5,9°.

Ebe­ner Untergrund

Beim Gehen auf ebe­nem Unter­grund sind die sagit­ta­len OSG-Win­kel des DS und der SO in Abbil­dung 10 im Ver­gleich zwi­schen den Pro­banden­grup­pen CPFF (a) und TD (b) dar­ge­stellt. Die mitt­le­re maxi­ma­le Plant­ar­fle­xi­on (ipsi­la­te­ral) der Pro­banden­grup­pe CPFF beträgt mit dem DS 3,7° ± 2,2° und mit der SO 4,8° ± 2,8° (Abb. 10a). Die Pro­ban­den der TD-Grup­pe errei­chen mit dem DS auf ebe­nem Unter­grund eine mitt­le­re maxi­ma­le Plant­ar­fle­xi­on (ipsi­la­te­ral) von 8,3° ± 4,7° und mit der SO von 8,9° ± 5,6°.

Dis­kus­si­on

Pro­ban­den­aus­sa­gen

7 von 10 Pro­ban­den ver­spür­ten nach weni­gen Schrit­ten auf einer Schrä­ge von 25° einen Unter­schied zwi­schen dem DS und der SO. Sie wie­sen auf die erhöh­te Fle­xi­bi­li­tät des DS hin. Nach den Mess­durch­gän­gen gaben 8 von 10 Pro­ban­den an, dass sie den DS bevor­zu­gen wür­den. 2 Pro­ban­den hat­ten kei­ne Prä­fe­renz. Die Grup­pe der gesun­den Teil­neh­mer beschrie­ben ein leich­te­res Abkip­pen des Fußes und konn­te auf der ande­ren Sei­te teil­wei­se eine Ver­bes­se­rung des Gleich­ge­wichts auf unebe­nem Unter­grund fest­stel­len, nach­dem sie expli­zit danach befragt wur­den. Beim Gehen auf der Ebe­ne konn­te kei­ner der Pro­ban­den Unter­schie­de fest­stel­len. 4 gesun­de Pro­ban­den wie­sen beim Gehen mit der SO auf unebe­nem Unter­grund und der Ram­pe auf unan­ge­neh­me Druck­rei­ze im Fuß­teil hin. Die­se sei­en haupt­säch­lich im media­len Bereich des Mit­tel­fu­ßes und der Fer­se auf­ge­tre­ten. Dies ist ein Indiz für eine ent­las­ten­de Wir­kung des DS auf das Fuß­teil der Orthe­se beim Gehen auf unebe­nem Untergrund.

Kine­ma­tik

Bei der Betrach­tung der Inver­si­ons­fä­hig­keit bei­der Orthe­sen­sys­te­me erreicht der DS höhe­re Wer­te als die SO. Dabei ver­zeich­net der DS im Mit­tel bei den TD-Pro­ban­den eine maxi­ma­le Inver­si­on von 25,4° ± 6,4° und die SO von 18,4° ± 5,9°. Damit kann von einer voll­stän­di­gen Anpas­sung des DS an die 25° schrä­ge Ram­pe bei den TD-Pro­ban­den gespro­chen wer­den. Bei den CPFF-Pro­ban­den ermög­licht der DS eben­so eine grö­ße­re Inver­si­ons­be­we­gung, die jedoch nicht den vol­len Bewe­gungs­um­fang aus­nutzt. Der DS erreicht eine maxi­ma­le Inver­si­on von 17,6° ± 4,8° und die SO von 12,5° ± 6,6°. Obwohl der DS einen grö­ße­ren Bewe­gungs­um­fang als die SO zulässt und die Pro­ban­den auch eine bes­se­re Adap­ti­ons­fä­hig­keit berich­ten, adap­tiert sich die Orthe­se in der DS-Kon­fi­gu­ra­ti­on noch nicht voll­stän­dig an die 25°-Schräge.

Somit kann Hypo­the­se 1, dass der DS eine grö­ße­re fron­ta­le Bewe­gungs­frei­heit in die phy­sio­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung ermög­licht, bestä­tigt wer­den. Durch die im Fol­gen­den dis­ku­tier­ten Ein­fluss­fak­to­ren auf den DS und einer ver­wrin­gen­den Anpas­sung der SO ist im Mit­tel ein Adapt­a­ti­ons­mehr­ge­winn von cir­ca 5° zu ver­zeich­nen. Da in der SO kein Gelenk ver­baut ist, erfolgt die unkon­trol­lier­te Anpas­sung durch sich ver­wrin­gen­de Gieß­harz­an­tei­le, Rela­tiv­ver­schie­bun­gen des getra­ge­nen Sport­schuhs und Bewe­gun­gen zwi­schen der Gelenk­ad­ap­ti­on und der Orthe­se. Dies wür­de die Aus­sa­gen der Pro­ban­den bestä­ti­gen, die beim Gehen auf unebe­nem Unter­grund mit der SO Druck­spit­zen im Fuß­teil wahr­ge­nom­men haben, da sich das Fuß­teil auf der Schrä­ge in sei­ner Form ver­än­dert und erhöh­te Drü­cke am Fuß erzeu­gen kann. Die unvoll­stän­di­ge Adapt­a­ti­on des DS bei den CPFF-Pro­ban­den wird mit einem mul­ti­fak­tio­rel­len Ansatz erklärt. Da alle Pro­ban­den über einen frei­en Bewe­gungs­um­fang des Fußes in die phy­sio­lo­gi­sche Rich­tung ver­fü­gen, müs­sen inter­ne oder exter­ne Wider­stän­de einer voll­stän­di­gen Adapt­a­ti­on entgegenwirken.

Bei einer Inkon­gru­enz zwi­schen einem mecha­ni­schen Orthe­sen­ge­lenk und dem über­spann­ten ana­to­mi­schen Gelenk kommt es zwangs­läu­fig zu Bewe­gungs­wi­der­stän­den und Rela­tiv­ver­schie­bungs­ef­fek­ten⁶. Der Car­bon­stab des DS lässt einer­seits mehr­di­men­sio­na­le Bewe­gun­gen des Fuß­kom­ple­xes durch Ver­wrin­gun­gen zu, hat ande­rer­seits aber eine Inkon­gru­enz zur Ach­se des USG zur Fol­ge. Es sind bereits Sys­te­me bekannt, die die Orthe­sen­ach­se im exak­ten Ver­lauf des USG plat­zie­ren⁷. Eine sol­che Kon­struk­ti­on gibt jedoch exakt die Bewe­gungs­ach­se des USG vor und wür­de so prin­zi­pi­ell eine mehr­di­men­sio­na­le Anpas­sung des Fußes beim Gehen auf unebe­nem Unter­grund verhindern.

Bei der in die­ser Stu­die ver­wen­de­ten Orthe­se, die über eine zir­ku­lä­re Ring­fas­sung ver­fügt, kann davon aus­ge­gan­gen wer­den, dass nur sehr gerin­ge Rela­tiv­ver­schie­bun­gen zwi­schen dem Fuß und dem Fuß­teil auf­tre­ten. Dem­nach erzeugt die Gelen­k­in­kon­gru­enz zwi­schen dem DS und der USG-Ach­se eine Ver­kip­pung und eine distale/proximale Ver­schie­bung der Unter­hül­se und somit einen im Ver­gleich zum phy­sio­lo­gi­schen Fuß erhöh­ten Wider­stand in die phy­sio­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung, der jedoch wie­der­um gerin­ger aus­fällt als der in der SO. Ein zusätz­li­cher exter­ner Fak­tor, der einer voll­stän­di­gen Adapt­a­ti­on des DS ent­ge­gen­wir­ken kann, ist, dass bei der fron­ta­len Adapt­a­ti­on die dista­len Berei­che des DS mehr bean­sprucht wer­den als die pro­xi­ma­len Antei­le. Eine Inver­si­on bzw. Ever­si­on des Fußes, der sich distal des DS befin­det, ver­ur­sacht eine Late­ra­li­sie­rung der dista­len DS-Seg­men­te, wohin­ge­gen die pro­xi­ma­len Antei­le sich in ihrer Posi­ti­on wenig ver­än­dern. Dem­zu­fol­ge wird die Anpas­sung an den unebe­nen Unter­grund nicht durch den gesam­ten DS ermög­licht, son­dern durch eine ver­stärk­te Ver­bie­gung der dista­len Seg­men­te. Hier­bei muss bei der Kon­struk­ti­on des DS dar­auf geach­tet wer­den, dass die dista­len Seg­men­te am meis­ten bean­sprucht wer­den. Dem­nach erhöht der DS die fron­ta­le Adap­ti­ons­fä­hig­keit des Fußes im Ver­gleich zu einer fron­tal stei­fen Orthe­se und redu­ziert so poten­ti­ell zusätz­lich Druck­spit­zen im Orthe­sen­fuß­teil. Durch die mehr­di­men­sio­na­le Fle­xi­bi­li­tät kön­nen zudem Anpas­sun­gen an ver­schie­de­ne Schrä­gen erfol­gen, wie es beim PSS-Sys­tem⁸ nicht mög­lich ist.

Beim Auf­tre­ten auf die in die patho­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung abfal­len­de Ram­pe kann sowohl bei der Grup­pe CPFF und TD eine Rest­be­weg­lich­keit bei der SO und dem DS in die Ever­si­on beob­ach­tet wer­den (Abb. 8, 9). Bei einer medi­zi­nisch gefor­der­ten Rigi­di­tät ist dem­nach auf eine aus­rei­chend sta­bi­le Bau­wei­se der Orthe­se zu ach­ten. Zusätz­lich trägt eine mög­li­che Rela­tiv­ver­schie­bung des getra­ge­nen Sport­schuhs zu einer Erhö­hung der gemes­se­nen Wer­te bei. Dem­nach kann Hypo­the­se 2 bestä­tigt wer­den, dass der DS die patho­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung glei­cher­ma­ßen effek­tiv sper­ren kann wie die getes­te­te SO.

Bei der Betrach­tung der Plant­ar­fle­xi­on beim Gehen auf ebe­nem Unter­grund (Abb. 10) fällt auf, dass die TD-Pro­ban­den im Mit­tel einen Maxi­mal­wert von 8,3° ± 4,7° mit den DS und 8,9° ± 5,6° mit der SO errei­chen. Die CPFF-Pro­ban­den wer­den in der Plant­ar­fle­xi­on stär­ker ein­ge­schränkt, kön­nen den Fuß beim Gehen auf der Ebe­ne jedoch noch um 3,7° ± 2,2° mit dem DS und 4,8° ± 2,8° mit der SO plant­ar­flek­tie­ren. Die­se Ergeb­nis­se ent­spre­chen nicht den Erwar­tun­gen, da alle ver­wen­de­ten OSG-Gelen­ke in die Plant­ar­fle­xi­ons­rich­tung gesperrt waren. Dies bestä­tigt einer­seits Hypo­the­se 3, wonach der DS die Plant­ar­fle­xi­on im Gang­zy­klus eben­so ein­schränkt wie eine steif kon­stru­ier­te Orthe­se. Ande­rer­seits unter­strei­chen die Ergeb­nis­se, dass bei der Anfor­de­rung einer exak­ten Bewe­gungs­li­mi­tie­rung in die Plant­ar­fle­xi­on des OSG eine bila­te­ra­le oder eine stark ver­steif­te Orthe­sen­kon­fi­gu­ra­ti­on ver­wen­det wer­den muss. Bei der Ver­wen­dung des DS ist nun zudem dar­auf zu ach­ten, dass die ver­wen­de­te Orthe­se eine erhöh­te Ver­win­dungs­stei­fig­keit zur aus­rei­chen­den Limi­tie­rung der Plant­ar­fle­xi­on auf­weist. Die Plant­ar­fle­xi­ons­mess­wer­te beim Gehen auf ebe­nem Unter­grund sind jedoch Maxi­mal­wer­te, die für einen kur­zen Zeit­raum erreicht wer­den. Dem­nach kann eine Anwen­dung des DS unter Berück­sich­ti­gung der gefor­der­ten Orthe­sen­bau­wei­se für Pati­en­ten emp­foh­len wer­den, die eine ver­mehrt fron­ta­le Fle­xi­bi­li­tät beim Gehen auf unebe­nem Unter­grund aus­nüt­zen kön­nen, und wenn eine Spitz­fuß­kor­rek­tur durch eine versteifte/unilaterale Orthe­se durch­ge­führt wer­den kann.

Fazit

Die Adapt­a­ti­on des Fußes an unebe­nen Unter­grund unter­stützt den Geh-appa­rat in sei­ner Sta­bi­li­tät und stellt eine grund­le­gen­de Funk­ti­on des Fuß­kom­ple­xes dar. Bei einer orthe­ti­schen Ver­sor­gung von spas­ti­schen Fuß­fehl­stel­lun­gen wird die­se Adapt­a­ti­ons­fä­hig­keit des Fußes limi­tiert. In der Lite­ra­tur fin­den sich kei­ne Orthe­sen­kon­zep­te, die eine fron­ta­le Bewe­gung des Fußes unter Berück­sich­ti­gung der Erhal­tung einer voll­stän­di­gen Kor­rek­tur erlauben.

Dem­zu­fol­ge wur­de im Rah­men die­ser Stu­die ein Orthe­sen­kon­zept bio­me­cha­nisch über­prüft, das unter Erhal­tung der voll­stän­di­gen Fuß­kor­rek­tur bei spas­ti­schen Spitz­fü­ßen eine fron­ta­le Bewe­gung des Fußes und somit eine Adapt­a­ti­on an unebe­nen Unter­grund ermög­li­chen soll. Dabei wur­den 5 CP-Betrof­fe­ne und 5 gesun­de Pro­ban­den mit indi­vi­du­ell ange­fer­tig­ten Orthe­sen aus­ge­stat­tet und gang­ana­ly­tisch auf ebe­nem und unebe­nem Unter­grund in einem mit Vicon-Kame­ra­sys­tem aus­ge­stat­te­ten Gang­la­bor untersucht.

Es zeig­te sich, dass der neu ent­wi­ckel­te dyna­mi­sche Sta­bi­li­täts­trä­ger (DS) im Ver­gleich zu einer fron­tal ver­steif­ten, jedoch andern­falls iden­ti­schen Orthe­sen­kon­fi­gu­ra­ti­on (SO) einen signi­fi­kant erhöh­ten Bewe­gungs­um­fang in die frei­ge­ge­be­ne phy­sio­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung ermög­licht, die patho­lo­gi­sche Bewe­gungs­rich­tung im glei­chen Maße wie eine SO sperrt und die mög­li­che Plant­ar­fle­xi­on im Ver­gleich zur SO nicht erhöht. Dem­nach kann der DS für GMFCS-I-II-Pati­en­ten eine zusätz­li­che Lösung dafür dar­stel­len, die fron­ta­le Fuß­be­weg­lich­keit trotz einer mehr­di­men­sio­na­len Spitz­fuß­kor­rek­tur in Tei­len zu erhalten.

Für die Autoren
Tho­mas Wetzelsperger
M.Sc. / OTM Orthopädietechnik
Lei­ter Cli­ni­cal Evi­dence & Publications
Poh­lig GmbH 
Gra­ben­stät­ter Stra­ße 1
83278 Traun­stein
Thomas.Wetzelsperger@pohlig.net

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Tab. 1  Anpro­po­me­tri­sche und patho­lo­gi­sche Daten der Probanden.

Tab. 2  Durch­ge­führ­te Messsituationen.

1. Schanz A. Hand­buch der ortho­pä­di­schen Tech­nik, Ver­lag von Gus­tav Fischer, Jena, 1908 
2. Wingstrand M, Hägg­lund G, Rod­by-Bous­quet E. Ank­le-foot ort­ho­ses in child­ren with cere­bral pal­sy: a cross sec­tion­al popu­la­ti­on based stu­dy of 2200 child­ren. BMC Mus­cu­los­ke­le­tal Dis­or­ders, 2014; 15 (1): 327 
3. McCahill J et al. Repea­ta­bi­li­ty of the Oxford Foot Model in child­ren with foot defor­mi­ty. Gait & Pos­tu­re, 2018; 61: 86–89
4. Cur­tis DJ et al. Intra-rater repea­ta­bi­li­ty of the Oxford foot model in healt­hy child­ren in dif­fe­rent stages of the foot roll over pro­cess during gait. Gait & Pos­tu­re, 2009; 30 (1): 118–121
5. Böhm H, Stief F, Dus­sa CU, Döder­lein L. Pre­dic­tors of pel­vic retrac­tion in child­ren with cere­bral pal­sy deri­ved from gait para­me­ters and cli­ni­cal test­ing. Gait & Pos­tu­re, 2012; 35 (2): 250–254
6. Bot­t­lang M, Marsh JL. Arti­cu­la­ted exter­nal fix­a­ti­on of the ank­le: mini­mi­zing moti­on resis­tance by accu­ra­te axis ali­gnment, Jour­nal of bio­me­cha­nics, 1999; 32 (1): 63–70
7. Bai­se M, Poh­lig K. Die funk­tio­nel­le Spitz­fuß­be­hand­lung bei Spas­ti­kern mit dem phy­sio­lo­gi­schen Sprung­ge­lenk­sys­tem (PSS). Ortho­pä­die Tech­nik, 2003; 54 (3) 170–177
8. Bai­se M, Poh­lig K. Die funk­tio­nel­le Spitz­fuß­be­hand­lung bei Spas­ti­kern mit dem phy­sio­lo­gi­schen Sprung­ge­lenk­sys­tem (PSS). Ortho­pä­die Tech­nik, 2003; 54 (3) 170–177