Evaluation der biomechanischen Wirksamkeit eines neuen Orthesenkonzepts zur Therapie von Sprunggelenkverletzungen

Evaluation der biomechanischen Wirksamkeit eines neuen Orthesenkonzepts zur Therapie von Sprunggelenkverletzungen

ARTICLE IN PRESS WISSENSCHAFTLICHER BEITRAG SPORT OT rthopadie ¨ raumatologie SportOrthoTrauma 25, 223–230 (2009) Elsevier – Urban&Fischer www.else...

326KB Sizes 0 Downloads 24 Views

ARTICLE IN PRESS WISSENSCHAFTLICHER BEITRAG

SPORT OT

rthopadie ¨ raumatologie

SportOrthoTrauma 25, 223–230 (2009) Elsevier – Urban&Fischer www.elsevier.de/SportOrthoTrauma doi:10.1016/j.orthtr.2009.08.005

Zusammenfassung

WISSENSCHAFTLICHER BEITRAG

Eine neuartige Sprunggelenkorthese mit einem dreistufigen Entlastungskonzept (Malleo TriStep (MTS); Otto Bock HealthCare GmbH) in Bezug auf die Dehnung des lateralen Kapsel-Bandapparates wurde bei erwarteten und unerwarteten Umknickereignissen sowie normaler Lokomotion auf die biomechanische Wirksamkeit gepruft. ¨ Die konstruktiv gewahlten drei Stufen generie¨ ren Entlastungen in Bezug auf die Sprunggelenkinversion von ca. 70%, 30% und 15% bei Umknicksituationen. Damit konnten zum einen die biomechanische Effektivitat ¨ der MTS fur ¨ hoch belastende Situationen nachgewiesen und weiterhin die progressive mechanische Wirksamkeit des Konzeptes fur ¨ die drei Phasen der Rehabilitation gezeigt werden.

Evaluation der biomechanischen Wirksamkeit eines neuen Orthesenkonzepts zur Therapie von Sprunggelenkverletzungen

¨ Schlusselw ¨ orter Laterale Kapsel-Bandverletzungen – Sprunggelenkorthese – Umknicksimulation

G.-P. Bruggemann ¨ et al.

Biomechanical evaluation of ankle braces for treatment of lateral ankle ligament injuries Summary A novel ankle brace (Malleo TriStep (MTS); Otto Bock HealthCare GmbH) with a three step strain reduction concept of the lateral ankle ligaments was biomechanically evaluated in simulated expected and unexpected inversion loadings and during normal locomotion. The three steps of the MTS revealed a decrease of lateral tissue strain about 70%, 30% und 15% in the simulated supination. The biomechanical efficacy of the MTS in a high loading situation was demonstrated and the progressive mechanical load control for the three phases of lateral ankle ligaments’ treatment and tissue repair was quantified. Key words Lateral ankle ligament injuries – ankle brace – supination injury

Gert-Peter Bruggemann, ¨ Steffen Willwacher, Cyntia Helena Fantini Pagani Institut f¨ur Biomechanik und Orthop¨adie, Deutsche Sporthochschule K¨oln

Einleitung und Problemaufriss

Sprunggelenkverletzungen und ins-

besondere Sprunggelenkdistorsionen nehmen eine zentrale Stellung bei den Sport- und Alltagsverletzungen in Bezug auf H¨aufigkeit und Dauer der Wiederherstellung ein. Distorsionen des Fußes sind die h¨aufigsten Verletzungen u¨ berhaupt. Etwa 50% der Umknickverletzungen ereignen sich beim Sport, die restlichen im Haushalt und am Arbeitsplatz [8,19]. Verletzungen des Kapsel-Bandapparates machen etwa 15% aller Sportverletzungen aus. Die h¨aufigsten Verletzungen sind die des lateralen Kapsel-Bandapparates; deutlich seltener finden sich Verletzungen der medialen Strukturen. Bei einem Umknicktrauma kommt es zur partiellen oder totalen Zerreißung des gesamten lateralen Kapsel-Bandapparates des Sprunggelenkes. Bis zu 20% der Verletzungen f¨uhren im weiteren Verlauf zu einer chronischen Instabilit¨at. Diese wird dadurch begr¨undet, dass das Risiko einer erneuten Verletzung im ersten Jahr nach einer solchen Verletzung etwa 8–10-mal so groß ist wie bei Unverletzten [7]. Heute steht die funktionelle Behandlung mit Orthesen mit M¨oglichkeiten der prim¨aren Immobilisation und fr¨uher funktioneller Mobilisie-

rung mit besonderer Ber¨ucksichtigung der neuromuskul¨aren Regelkreise im Vordergrund [8,10–13,17]. Der Mechanismus der Verletzungen des lateralen Kapsel-Bandapparates ist zum einen die Supination des Fußes und damit die L¨angena¨ nderung und schließlich die Dehnung der lateralen Bandstrukturen. Die L¨ange der B¨ander Lig. talofibulare anterius und posterius wird zus¨atzlich durch die Plantarflexion des Fußes beeinflusst. Colville et al. [2] zeigten am Pr¨aparat die deutliche Dehnungszunahme des Lig. talofibulare anterius (LTFA) bei Plantarflexion des oberen Sprunggelenks und Renstr¨om et al. [18] beschrieben den Einfluss zus¨atzlicher Inversion auf die Dehnung des LTFA mit nahezu 100%. Eine axiale Belastung des Sprunggelenks erh¨oht weiterhin die Dehnung des LTFA um ca. 2,5% (Cawley et al. [3]). Die gr¨oßte Dehnung im LTFA wurden von Nigg et al. [15] am Pr¨aparat bei der Kombination von 13 1 Inversion und 30 1 Plantarflexion gefunden. Damit ist die aktuelle L¨ange der lateralen B¨ander von Supination und Plantarflexion (sowie moderat von der axialen Gelenkbelastung) abh¨angig. Die mechanische Belastung des lateralen Kapsel-Bandapparates kennzeichnende Dehnung ist folglich eine Funktion von Supination und

G.-P. Bruggemann et al.  Evaluation der biomechanischen Wirksamkeit eines neuen Orthesenkonzepts ¨

223

ARTICLE IN PRESS WISSENSCHAFTLICHER BEITRAG

Plantar-Dorsal-Flexion. Im Spannungs-Dehnungs-Diagramm ligament¨arer Strukturen findet sich nach der sog. Fußregion, in der bei geringen Spannungserh¨ohungen relativ große Dehnungszunahmen zu verzeichnen sind, der funktionelle Dehnungsbereich bis ca. 7–8% Dehnung [16]. Bei weiterer L¨angen¨anderung und Dehnung kommt es zun¨achst zu partiellen Zerreißungen und bei fortgesetzter Dehnung zu totalen Rupturen. Es ist anzunehmen, dass in der Mehrzahl der Distorsionstraumen Partialrupturen auftreten, die bei nicht kontrollierter Weiterbewegung letztlich zur Totalruptur f¨uhren. Das Lig. calcaneofibulare ist bei reiner supinatorischer Dehnung und Neutralstellung des Fußes in der Sagittalebene betroffen. Die B¨ander Lig. talofibulare anterius und posterius sind in Bezug auf ihre Dehnung zus¨atzlich von der Plantar-DorsalFlexion beeinflusst, wobei das Lig. talofibulare anterius bei Plantarflexion und das Lig. talofibulare posterius bei Dorsalflexion erh¨ohter Dehnung unterworfen sind. Die konservative Versorgung von Distorsionstraumen geht prim¨ar von einer posttraumatischen Stabilisierung bzw. weitestgehender Immobilisation des Sprunggelenks aus und verlangt im Verlauf der Therapie wohl definierte und dosierte Belastungsreize des involvierten KapselBandapparates [10–12]. Folglich m¨ussen Sprunggelenkorthesen in der ersten Phase der Rehabilitation die durch Supination und Plantarflexion generierte Dehnung weitestgehend verhindern und in der folgenden Phase der Re-Mobilisierung und Wiederbahnung der neuromuskul¨aren Regelkreise die Dehnung sowohl in Richtung Supination als auch in Richtung Plantarflexion kontrolliert und progressiv erh¨ohen. Um diesen Anforderungen progressiver Belastungserh¨ohung im Therapieverlauf mit einem System

224

zu gen¨ugen, wurde eine Sprunggelenkorthese mit dreistufigem Entlastungskonzept (Malleo TriStep (MTS); Otto Bock HealthCare GmbH) entwickelt [8]. Diese Orthese gibt vor, in der ersten Phase (M1) einen maximalen Schutz gegen das Umknicken und damit gegen eine Dehnung des lateralen Kapsel-Bandapparates bei erwarteten aber auch bei unerwarteten Umknickereignissen zu gew¨ahrleisten. Die zweite Phase (M2) ist durch eine Erweiterung des Bewegungsumfangs der Supination und Plantarflexion bei gleichzeitiger Einschr¨ankung extremer Gelenkausschl¨age gekennzeichnet und die dritte Phase (M3) soll ausschließlich eine moderate St¨utzung erm¨oglichen und Schutz vor Neuverletzungen bei Wiederaufnahme der Sportund Alltagst¨atigkeiten gew¨ahren. Problemgegenstand der ersten Studie waren die quantitative Pr¨ufung des mechanischen Umknickschutzes der Orthese MTS in den drei vorgesehenen Stufen (M1, M2, M3), ein Vergleich der Wirksamkeit mit einer am Markt etablierten und als Goldstandard eingestuften Sprunggelenkorthese (RE; Aircast, DJO, LLC) und der Wirksamkeit von Tape (TA). Als Baseline (BA) diente die nicht versorgte Situation. Neben der Untersuchung der Gelenkkinematik wurde die Beeinflussung der neuromuskul¨aren Aktivit¨at durch die Orthesen zur sekund¨aren Problemstellung. Die Untersuchung des Tragekomforts und des subjektiven Sicherheitsempfindens erg¨anzten die Datenerfassung. In einer zweiten Studie wurde die funktionelle Wirksamkeit der Orthesen in der Phase der Re-Mobilisierung bei normaler Lokomotion untersucht. Dabei wurden die Modifikationen der Orthese MTS untersucht, die eine systematische Belastungserh¨ohung des lateralen Kapsel-Bandapparates durch kontrollierte Vergr¨oßerung der Dehnung vorgeben. Die Orthesenmodifikatio-

nen M2 und M3 wurden experimentell gegen eine nicht versorgte Situation (Baseline, BA) gepr¨uft.

Methodik und Untersuchungsgut Eine Zufallsstichprobe von siebzehn unverletzten Probanden (zehn M¨anner, sieben Frauen) nahm an den Untersuchungen teil. Ausschlusskriterium zur Teilnahme war eine Sprunggelenkverletzung innerhalb der letzten 12 Monate. Das mittlere Alter der Stichprobe betrug 25 Jahre (Standardabweichung: 72,4 Jahre). Die K¨orperh¨ohe der Probanden war 17578 cm, die K¨orpermasse 747 6 kg. Auf eine Messung der Laxit¨at der Sprunggelenke wurde verzichtet, da sich die klinische Pr¨ufung der ligament¨aren Instabilit¨at als in hohem Maße untersucherabh¨angig und wenig reliabel erwiesen hat [6]. Die Studie wurde von der Ethikkommission der Deutschen Sporthochschule genehmigt. Alle Probanden unterzeichneten eine Einverst¨andniserkl¨arung zur freiwilligen Teilnahme und best¨atigten, u¨ ber den Untersuchungsverlauf im Vorhinein informiert gewesen zu sein. Die Versuchspersonen unterzogen sich f¨ur die erste Untersuchung insgesamt drei Tests, wobei alle Tests (a) ohne Orthese als Baseline (BA), (b) mit Tape (30 Minuten nach Tapeapplikation und k¨orperlicher Aktivit¨at mit dem Tape) (TA), (c) mit der Referenzorthese (RE) und (d) mit der zu evaluierenden Orthese MTS (M1: Fußschale, Stabilisierungselemente, Kreuzgurt (Abb. 1); M2: Stabilisierungselemente, Kreuzgurt; M3: Funktionsbandage ohne laterale Stabilisierungselemente und Kreuzgurt) absolviert wurden. Die k¨orperliche Aktivit¨at nach Tapeapplikation bestand aus Laufen in moderatem Tempo, Seitw¨artsbe-

G.-P. Bruggemann et al.  Evaluation der biomechanischen Wirksamkeit eines neuen Orthesenkonzepts ¨

ARTICLE IN PRESS WISSENSCHAFTLICHER BEITRAG

Abbildung 1 Orthese Malleo TriStep (Otto Bock HealthCare GmbH) MTS in der Ausbaustufe M1 mit Fußschale, seitlichen Stabilisierungselementen und Kreuzgurt.

wegungen und verschiedenen Richtungswechseln beim Laufen. Alle Untersuchungen wurden mit dem rechten Bein durchgef¨uhrt. Die Seitigkeit (dominantes oder nichtdominantes Bein) der Probanden wurde aus technischen (Kippplattform) Gr¨unden nicht ber¨ucksichtigt. Test A untersuchte eine unerwartete Umknicksimulation auf einer pneumatisch angetriebenen Kippplattform mit (a) 30 1-Supination und (b) 30 1-Supination bei gleichzeitig 10 1-Plantarflexion. Abbildung 2 zeigt die Kippplattform bei 30 1-Supination und 10 1-Plantarflexion. Test B pr¨ufte die Stabilisierung des Sprunggelenks beim 30-s-Einbeinstand auf instabiler Unterlage (AIREX Matte) und Test C pr¨ufte den Effekt der Orthesen in einer Schlafsimulation bei horizontaler ’’ Lagerung der Probanden und einen pl¨otzlichen und unerwarteten L¨osen einer Fußfixierung bei nicht aktivierter Muskulatur. Die Fußfixie-

Abbildung 2 Kippplattform zur Umknicksimulation; 30 1 Supination, 10 1 Plantarflexion.

rung erfolgte manuell durch die Versuchsleiterin in Neutralstellung des Sprunggelenks; die myoelektrische Aktivit¨at der Mm. peronei wurde am Oszilloskop kontrolliert. Quantifiziert wurden die relative Lage des R¨uckfußes (Calcaneus) zum Unterschenkel (Eversion-Inversion) mittels eines zweiachsigen Elektrogoniometers, die neuromuskul¨are Aktivit¨at der Mm. peronei, des M. tibialis anterior und der Mm. gastrocnemii mittels bipolarer Oberf¨achenelektromyographie. Bei Test A (Umknicksimulation) diente das EMG zur Bestimmung der Latenzzeit der drei untersuchten Muskeln. Die Latenzzeit bestimmte sich vom Zeitpunkt des Ausl¨osens des Kippme¨ chanismus bis zum Uberschreiten einer Signalschwelle, die aus dem Rauschen des Ruhesignals (Mittelwert plus drei Standardabweichungen) ermittelt wurde. Bei Test B (30-s-Einbeinstand) wurde der RMS (Root Mean Square) u¨ ber das 30-sZeitintervall berechnet und als Kriterium f¨ur die mittlere Aktivierung herangezogen.

Die zweite Untersuchung konzentrierte sich auf Formen der normalen Lokomotion (Gehen und Laufen). Das Gehen mit 1,8 m/s Gehgeschwindigkeit und das Laufen mit 2,5 und 3,5 m/s Laufgeschwindigkeit erfolgten auf einem Motor getriebenen Laufband. Quantifiziert wurden die relative Lage des R¨uckfußes (Calcaneus) zum Unterschenkel (Eversion-Inversion) mittels eines zweiachsigen Elektrogoniometers sowie die Plantar-Dorsal-Extension des Sprunggelenkes mittels Hochgeschwindigkeitsvideographie (150 Bilder pro Sekunde) mit halbautomatischer Auswertung. Die statistische Pr¨ufung der Mittelwertunterschiede erfolgte mittels Varianzanalyse mit Messwiederholung (ANOVA).

Ergebnisse Untersuchung 1: Die Umknicksimulation auf der pneumatischen Kippplattform bei ausschließlicher Plat-

’’

G.-P. Bruggemann et al.  Evaluation der biomechanischen Wirksamkeit eines neuen Orthesenkonzepts ¨

225

ARTICLE IN PRESS WISSENSCHAFTLICHER BEITRAG

TA

RE

BA

M1

M2

M3

5 0

-10

Winkel [°]

-20 Winkel [°]

TA

RE

BA

-30 -40

M1

M2

M3

1

-5 -10 -15 -20 -25

-50

-30

-60

-35

Abbildung 3 Maximale Inversionswinkel bei Test A (Kippplattform 30 1) fur ¨ alle Versuchsbedingungen. Dargestellt sind Mittelwerte und Standardabweichungen. BA: Baseline (ohne Orthese), TA: Tape, RE: Referenzorthese, M1: Malleo TriStep Ausbaustufe 1, M2: Malleo TriStep Ausbaustufe 2, M3: Malleo TriStep Ausbaustufe 3. Die horizontalen Balken kennzeichnen signifikante (po0,05) Mittelwertunterschiede.

schiede zwischen den Interventionen und auch keinen Unterschied zur Baseline. Die neuromuskul¨are Aktivierung wird durch die untersuchten mechanischen Interventionen in der Umknicksimulation nicht beeinflusst. Die Schlafsimulation (Test C) fin’’ det erwartungsgem¨aß die gr¨oßte Inversion bei Pr¨ufung der Baseline (BA, ohne Orthese). Die Gr¨oße der Inversion von 2272 1 weist nachhaltig auf die Relevanz der Dehnung und m¨oglicher Wiederverletzung der lateralen Strukturen in Schlaf- oder Ruhesituationen hin. Alle Interventionsbedingungen zeigen signifikante (po0,05) Reduktionen der maximalen Inversionswinkel. Die gr¨oßten Effekte werden bei M1 mit einem maximalen Inversionswinkel von 271 1 bestimmt. Die Referenzorthese (RE) f¨uhrt mit maximalen Inversionswinkeln von 573 1 zu identischen Ergebnissen wie die Orthese M2 (674 1). Deutlich ung¨unstiger erweist sich die Tape Intervention mit maximalen Inver’’

226

0

Abbildung 4 Maximale Inversionswinkel bei Test C (Schlafsimulation). Dargestellt sind Mittelwerte und Standardabweichungen. BA: Baseline (ohne Orthese), TA: Tape, RE: Referenzorthese, M1: Malleo TriStep Ausbaustufe 1, M2: Malleo TriStep Ausbaustufe 2, M3: Malleo TriStep Ausbaustufe 3. Die horizontalen Balken kennzeichnen signifikante (po0,05) Mittelwertunterschiede.

sionswinkeln von 1575 1. In Bezug auf die Gr¨oße des Effektes sind bei Ber¨ucksichtigung signifikanter (po0,05) Unterschiede die untersuchten Interventionen in folgende Wirkungsrelation zu bringen: M14 RE=M24M34TA4BA. Abbildung 4 fasst die Ergebnisse der Schlafsimulation zusammen und ’’ verdeutlicht die Interventionseffekte relativ zur Baseline (BA) und zwischen den gepr¨uften Orthesen und der Tapeapplikation. Beim einbeinigen Stabilit¨atstest (30 s) reduzieren alle Interventionen den Bewegungsumfang von Eversion-Inversion numerisch, wobei die gr¨oßten Effekte bei M1 und der Referenzorthese (RE) beobachtet werden. Die Bestimmung des RMS (Root Mean Square) der R¨uckfußbewegung (Eversion-Inversion) im Zeitintervall von 30 s ergibt 8,474 1 bei der Tapebedingung (TA), 7,273 1 bei der Referenzorthese (RE), 9,073 1 ohne Orthese (BA), 6,473 1 bei M1, 7,873 1 bei M2 und 9,074 1 bei M3. Signifi’’

tensupination von 30 1 findet die gr¨oßten Inversionswinkel ohne Orthese (BA) mit 3979 1 und die geringsten Inversionswinkel mit der Orthese M1 mit 1373 1. Bedingt durch die Tr¨agheitskr¨afte f¨allt die maximale Inversion des Fußes um im Mittel 9 1 gr¨oßer aus als die Verkippung der Standplatte. Alle Orthesen wie auch die Tapeapplikation reduzieren die Dehnung des lateralen Kapsel-Bandapparates bei der supinatorischen Umknicksimulation, wobei die Effekte mit Ausnahme der nur noch moderaten M3-St¨utzung als hochsignifikant (po0,01) bestimmt wurden. In Bezug auf die Gr¨oße des Effektes sind bei Ber¨ucksichtigung signifikanter (po0,05) Unterschiede die untersuchten Interventionen in folgende WirkungsRelation zu bringen: M14RE=M2= TA4M34BA. Zu sehr a¨ hnlichen Ergebnissen kommt die Untersuchung der Umknicksimulation bei zus¨atzlicher 10 1-Plantarflexion der Kippplattform. Die h¨ochste Stabilit¨at in der Unfallsimulation bietet M1 mit einer Reduktion des Inversionswinkels in Relation zur Baseline (BA) von 2873 1, gefolgt von der Referenzorthese (RE) mit 1873 1 sowie M2 mit 1273 1 und Tape (TA) mit 1273 1. Die Mittelwertunterschiede der Effekte von RE, M2 und TA sind nicht signifikant, sodass sich die identische Rangfolge wie bei Pr¨ufung mit ausschließlicher Supination ergibt (M14RE=M2=TA4 M34BA). Abbildung 3 fasst die Ergebnisse zusammen und kennzeichnet signifikante Unterschiede der maximalen Inversionswinkel und somit der H¨ohe der Dehnung der lateralen Strukturen zwischen den untersuchten Interventionen. Die Untersuchung der Latenzzeiten der Mm. peronei mit knapp u¨ ber 60 ms und des M. tibialis anterior mit im Mittel 70 ms zeigte keine (statistisch signifikanten) Unter-

G.-P. Bruggemann et al.  Evaluation der biomechanischen Wirksamkeit eines neuen Orthesenkonzepts ¨

ARTICLE IN PRESS WISSENSCHAFTLICHER BEITRAG

15

Eversion

25

10

15 10

5

5

0 -100

-50

0

50

100

0 -100 -5

[°]

[°]

Dorsalflexion

20

-50

0

50

100

-10

-5

-15 -20

-10

-25

Inversion -15

Stützphase [%]

-30

Schwungphase [%]

-35

Plantarflexion Stützphase [%]

Schwungphase [%]

Abbildung 5 Inversion-Eversion (links) und Plantarflexion-Dorsalflexion (rechts) des Sprunggelenkes beim Laufen mit 3,5 ms 1 Geschwindigkeit. Dargestellt sind Mittelwert und Standardabweichungen. Die schwarzen Linien zeigen die Kontrollbedingung ohne Orthese , die ’’ grauen Linien die Bedingung M2 und die hellgrauen Linien die Bedingung M3. Deutlich wird die wohl definierte Bewegungskontrolle durch die Orthesen M2 und M3 gegenuber ¨ der Kontrollsituation sowohl in der Frontalebene als auch der Sagittalebene. ’’

gepr¨uft. Die h¨ochste subjektiv empfundene Stabilit¨at wurde beim Einbeinstand auf instabiler Unterlage der Orthese M1 mit im Mittel 8,672 zugeschrieben; es folgten M2 mit 6,572, RE mit 5,773 und TA (Tape) mit 4,972. Die Umknicksimulation und die Schlafsimulation kommen zu identischen Reihenfolgen. Subjektiv wird damit M1 am stabilsten empfunden. Untersuchung 2: Dieser Untersuchungsteil konzentrierte sich auf die Effekte einer progressiven und kontrollierten Steigerung der Dehnung und damit der Belastung der lateralen Strukturen bei Applikation der Orthesenmodifikationen M2 und M3 in Relation zur nicht orthetisch beeinflussten Situation (BA). Die Eversion-Inversion des R¨uckfußes relativ zum Unterschenkel sowie die Plantar-Dorsalflexion des Sprunggelenks sind exemplarisch beim Laufen mit 3,5 m/s Laufgeschwindigkeit in Abbildung 5 zusammengestellt. Dabei sind Mittelwerte und Standardabweichungen f¨ur die Situationen ohne Orthese (BA) und mit ’’ ’’

kante Unterschiede (po0,05) zur Baseline (BA) finden sich bei M1, M2 und RE, nicht aber bei Tape (TA) und M3. Als Wirkungsrelation in Bezug auf die R¨uckfußbewegung kann festgehalten werden: M14RE=M24TA=M3=BA. Die Muskelaktivierung wird nur moderat durch die Orthesen beeinflusst, was an der Analyse des RMS (Root Mean Square) der Aktivit¨aten der Mm. peronei und des M. tibialis anterior festgemacht werden kann (Mm. peronei; BA: 100740 mV, RE: 107743 mV, TA: 123748 mV, M1: 122743 mV, M2: 94733 mV, M3: 90730 mV). Die neuromuskul¨are Aktivit¨at wird durch die applizierten und gepr¨uften Orthesen nur minimal und nicht systematisch beeinflusst. Eine signifikant reduzierte Aktivit¨at der untersuchten Muskelgruppen kann bei Verwendung der gepr¨uften Orthesen beim 30-s-Einbeinstand nicht nachgewiesen werden. Das subjektive Empfinden der Stabilit¨at und Sicherheit wurde mittels einer Visuell-Analog-Skala (0–10) in den einzelnen Testsituationen

M2 sowie M3 angegeben, wobei pro Versuchssituation und Proband jeweils zehn Schrittzyklen analysiert wurden. Die Untersuchung der Extremwerte (Tabelle 1) findet eine moderate und nicht signifikante Beeinflussung der maximalen Eversion und damit der Dehnung der medialen Strukturen in der Standphase durch die Orthesen M2 und M3 sowohl beim Gang als auch beim Laufen. Die maximale Inversion und die Dehnung der lateralen Strukturen am Ende der Standphase dagegen erfahren durch die Orthesen eine deutliche und signifikante (po0,05) Reduktion. Beim Gang gelingt eine systematische und progressive Reduktion der Inversion am Ende der St¨utzphase von 1276 1 (ohne Orthese, BA) auf 774 1 bei Verwendung der M3 (po0,05) bzw. auf 674 1 mit M2 ¨ (po0,01). Ahnliche Effekte finden sich beim Laufen: Bei einer Laufgeschwindigkeit von etwa 3,5 m/s reduziert sich die maximale Inversion am St¨utzende von 1379 1 ohne Orthese (BA) auf 876 1 mit M3

G.-P. Bruggemann et al.  Evaluation der biomechanischen Wirksamkeit eines neuen Orthesenkonzepts ¨

227

ARTICLE IN PRESS WISSENSCHAFTLICHER BEITRAG

Tabelle 1. Maximale Eversions-, Inversions- und Plantarflexionswinkel bei Gang (1,8 ms 1) und Lauf (2,5 ms 1, 3,5 ms 1); Mittelwert und Standardabweichung. Alle Angaben in Grad.

Gang; 1,8 ms BA M3 M2

Eversion

Sign. Diff. Inversion Sign. Diff. Plantarflex Sign. Diff.

8,174 1 8,072 1 7,073 1

n.s.

12,576 1 a, b 7,775 1 6,675 1

28,874 1 22,472 1 20,472 1

a, b c

12,473 1 n.s. 12,673 1 11,473 1

11,678 1 a, b 7,676 1 c 5,975 1

25,974 1 20,673 1 18,773 1

a, b c

13,273 1 n.s. 13,773 1 12,673 1

13,379 1 a, b 8,476 1 c 6,474 1

29,573 1 23,672 1 20,472 1

a, b c

1

Lauf; 2,5 ms BA M3 M2

1

Lauf; 3,5 ms BA M3 M2

1

BA: Baseline, ohne Orthese. M3: Malleo TriStep Ausbaustufe 3 (Bandage). M2: Malleo TriStep Ausbaustufe 2 (mit St¨utzelement, ohne Fußschale). a: signifikanter Unterschied BA – M3 (po0,05). b: signifikanter Unterschied BAS – M2 (po0,05). c: signifikanter Unterschied M2 – M3 (po0,05). n.s.: nicht signifikant.

(po0,05) und 674 1 mit M2 (po0,05). Die Bewegungskontrolle und damit die Belastungskontrolle in der Sagittalebene (Plantar-Dorsal-Flexion) werden hochsignifikant durch die Orthesen beeinflusst. Beim Gang reduziert sich die maximale Plantarflexion (am Ende der Standphase) von 2974 1 (ohne Orthese, BA) auf 2072 1 mit M2 (po0,01) und 2272 1 mit M3 (po0,01). Vergleichbar sind die Ergebnisse beim Laufen. Signifikante Mittelwertunterschiede machen die Effekte der Dehnungs- und Belastungskontrolle deutlich (Tabelle 1).

Diskussion Es konnte gezeigt werden, dass externe Stabilisierungshilfen die mechanische Stabilit¨at des Sprunggelenks in unterschiedlichen dyna-

228

mischen Beanspruchungssituationen erh¨ohen k¨onnen [4,5]. Die untersuchte Sprunggelenkorthese MTS zeigt sich in der maximalen Ausbaustufe M1 in Bezug auf die prim¨are Supinations- oder Umknickkontrolle der Baseline (BA), dem Tape (TA) aber auch der Referenzorthese (RE) u¨ berlegen. Damit gelingt eine maximale Immobilisation f¨ur die erste Phase der Rehabilitation nach Distorsionsverletzungen. Die Orthese M2 erlaubt die Stabilit¨atskontrolle etwa im Niveau der als Goldstandard akzeptierten Referenzorthese in der Umknicksimulation und der Schlafsimulation. Die Ergebnisse der Untersuchung der Schlafsimulation weist nachdr¨ucklich auf die Wiederverletzungsgefahr in nicht kontrollierten Situationen hin und machen die Bedeutung der Nachtlagerungsschiene in der fr¨uhen Rehabilitation deutlich. W¨ahrend die Referenzorthese vorrangig die Kontrolle der Eversions-

Inversions-Bewegung gestattet, erlaubt die Konstruktion der MTS insbesondere in den Ausbaustufen M1 und M2 u. a. durch den Kreuzgurt die Kontrolle der Plantar-Dorsal-Flexion und erh¨oht die Rotationsstabilit¨at des Sprunggelenks. Auf die Bedeutung der Kontrolle der Plantarflexion durch a¨ ußere Stabilisierungshilfen haben M¨uller und Hintermann bereits nachdr¨ucklich verwiesen [14]. Damit lassen sich die berichteten Effekte der M1 in Relation zur Referenzorthese schl¨ussig erkl¨aren. Die konstruktiv gew¨ahlten drei Stufen generieren Entlastungen von ca. 70% (M1), 30% (M2) und 15% (M3) bei Umknicksituationen und von 95% (M1), 75% (M2) und 50% (M3) in passiven Situationen wie der gepr¨uften Schlafsimulation. Damit konnten zum einen die biomechanische Wirksamkeit der MTS f¨ur hoch belastende Situationen nachgewiesen und weiterhin die progressive mechanische Wirksamkeit des Konzeptes f¨ur die drei Phasen der Rehabilitation gezeigt und in ihrer prozentualen Wirkung quantifiziert werden. Das untersuchte Orthesenkonzept tr¨agt somit nachhaltig zur kontrollierten und in drei Stufen w¨ahlbaren mechanischen Stabilit¨at des Sprunggelenks bei. Ein negativer Effekt in Bezug auf die neuromuskul¨are Kontrolle wurde weder in kritischen Umknicksituationen noch in Situationen provozierter Instabilit¨at nachgewiesen. Die von Jerosch et al. [9] und Baier und Hopf [1] berichtete Beeinflussung der Propriozeption durch Sprunggelenkorthesen orientierte sich ausschließlich an Leistungsparametern beim Einbeinstand oder anderen motorischen Aufgaben. Die Autoren untersuchten nicht den Effekt von Stabilisierungshilfen auf die Muskelaktivierung in instabilen Situationen. Die in der vorliegenden Studie untersuchten Orthesen zeig-

G.-P. Bruggemann et al.  Evaluation der biomechanischen Wirksamkeit eines neuen Orthesenkonzepts ¨

ARTICLE IN PRESS WISSENSCHAFTLICHER BEITRAG

ten keine systematische Beeinflussung der Latenzzeit der Eversionsund Inversionsmuskulatur in Umknicksituationen und keine signifikante Ver¨anderung der Muskelaktivit¨at bei Balanceaufgaben in Relation zur nicht-versorgten Baseline. Insbesondere die f¨ur die Rehabilitation nach initialer Immobilisation vorgesehenen Orthesenvarianten (M2, M3) lassen die Wiederanbahnung der neuromuskul¨aren Regelkreise bei progressiv reduzierter und systematisch ver¨anderter Bewegungseinschr¨ankung zu. Bei normaler Lokomotion in der postakuten Phase der Rehabilitation gestatten die untersuchten Orthesenvarianten (M2, M3) eine wohl definierte Einschr¨ankung der maximalen Belastung des lateralen Kapsel-Bandapparates durch systematische und progressive Kontrolle von Inversion und Plantarflexion gegen Ende der Standphase bei Gang und Lauf. Die vorgelegte Studie untersuchte nicht-verletzte Probanden und hat damit Limitationen in Hinblick auf ¨ die Ubertragung der Ergebnisse auf ein verletztes Kollektiv. Insbesondere die berichtete nicht-nachweisbare Beeinflussung der neuromuskul¨aren Aktivit¨at ist an Sprunggelenkpatienten zu pr¨ufen. Die mechanischen Stabilisationseffekte dagegen werden zumindest in ihrer systematischen Wirkung unmittelbar auf ein verletztes Kollektiv u¨ bertragbar sein. Mit dem progressiv einsetzbaren Orthesenkonzept MTS (M1, M2, M3) steht ein Werkzeug f¨ur die Therapie von Sprunggelenkverletzungen zur Verf¨ugung, welches eine progressive Belastungszunahme der verletzten Strukturen systematisch gestattet, ohne die Anbahnung neuromuskul¨arer Regelkreise in der postakuten Phase der Rehabilitation negativ zu beeinflussen bzw. zu st¨oren. Es bleibt im Rahmen einer

randomisierten prospektiven klinischen Interventionsstudie mit sprunggelenkverletzten Patienten zu pr¨ufen, ob die Therapie einer progressiven oder stufenf¨ormigen Belastungszunahme nach kurzfristiger Entlastung durch die MTS zu einem schnelleren und nachhaltigeren Ergebnis der Wiederherstellung der Leistungsf¨ahigkeit des KapselBandapparates f¨uhrt als eine ausschließliche prim¨are Immobilisation ohne eine durch eine funktionelle Orthese gest¨utzte Weiterbehandlung.

[7]

[8]

[9]

[10]

Danksagung Die Autoren bedanken sich bei der Otto Bock HealthCare GmbH (Duderstadt) f¨ur die Bereitstellung der Orthesen.

Literatur [1] M. Baier, T. Hopf, Ankle orthoses effect on single-limb standing balance in athletes with functional ankle instability, Arch. Phys. Med. Rehabil. 79 (8) (1998) 939–944. [2] M.R. Colville, R.A. Marder, J.J. Boyle, B. Zarins, Strain measurement in lateral ankle ligaments, Am. J. Sports Med. 18 (1990) 196–200. [3] P.W. Cawley, E.P. France, Biomechanics of lateral ligaments of the ankle: an evaluation of the effects of axial loading and single plane motions on strain patterns, Foot Ankle 12 (1991) 92–99. [4] E. Eils, C. Demming, G. Kollmeier, L. Thorwesten, K. V¨olker, D. Rosenbaum, Comprehensive testing of 10 different ankle braces; evaluation of passive and rapidly induced stability in subjects with chronic ankle instability, Clin. Biomech. 17 (2002) 526–535. [5] E. Eils, S. Imberge, K. V¨olker, D. Rosenbaum, Passive stability characteristics of ankle braces and tape simulated barefoot and shod conditions, Am. J. Sports Med. 35 (2007) 282–287. [6] T. Fujii, Z.-P. Luo, H.B. Kitaoba, K.-N. An, The manual stress test may not be

[11]

[12]

[13]

[14]

[15]

[16] [17]

[18]

sufficient to differentiate ankle ligament injuries, Clin. Biomech. 15 (2000) 619–623. J.P. Gerber, G.N. Williams, C.R. Scoville, R.A. Arciero, D.C. Taylor, Persistent disability associated with ankle sprains: a prospective examination of an athletic population, Foot Ankle Int. 19 (1998) 653–660. A. G¨osele-Koppenburg, Phasenadaptierte Rehabilitation von Verletzungen des Kapsel-Bandapparates, Orth. Tech. 1 (2009) 20–21. J. Jerosch, I. Hoffstetter, H. Bork, M. Bischof, The influence of ortheses on the proprioception of the ankle joint, Knee Surg. Sports Traumatol. Arthroscopy 3 (1995) 39–46. P. Kannus, J. Parkkary, T.A.M. Jarvinen, Basic science and clinical studies coincide: active treatment is needed after sports injury, Scand. J. Med. Sci. Sports 13 (2003) 150–154. G.M. Kerkhoffs, B.H. Rowe, W.J. Assendelft, K. Kelly, P.A. Struijs, Immobilisation and functional treatment for acute lateral ankle ligament injuries in adult, Cochrane Database Syst. Rev. 3 (2002) CD003762. G.M. Kerkhoffs, P.A. Struijs, R.K. Marti, W.J. Assendelft, L. Blankevoort, C.N. Van Dijk, Functional treatment for acute ruptures lateral ankle ligament: a systematic review, Acta. Orthop. Scand. 74 (2003) 69–77. G.M. Kerkhoffs, H.H. Handol, R. de Bie, B.H. Rowe, P.A. Struijs, Surgical versus conservative treatment for acute injuries of the lateral ligament complex of the ankle in adults, Cochrane Database Syst. Rev. 2 (2007) CD000380. C.C. M¨uller, B. Hintermann, Die Wirkung von a¨ ußeren Stabilisierungshilfen auf die Rotationsstabilit¨at der Sprunggelenke, Sportverl-Sportschad. 10 (1996) 84–87. B.M. Nigg, G. Skarvan, C.B. Frank, M.R. Yeadon, Elongation and forces of ankle ligaments in a physiological ‘‘range of motion’’, Foot Ankle Int. 11 (1990) 30–40. B.M. Nigg, W. Herzog, Biomechanics of the Musculoskeletal System, Wiley, New York, 1999. A.C. Pijnenburg, C.N. Van Dijk, P.M. Bossuyt, R.K. Marti, Treatment of ruptures of the lateral ankle ligaments: a meta-analysis, J. Bone Jt. Surg. Am. 82 (2000) 761–773. P. Renstr¨om, M. Wertz, S. Incavo, M. Pope, H.C. Ostgaard, S. Arms, L. Haugh, Strain in the lateral ligaments

G.-P. Bruggemann et al.  Evaluation der biomechanischen Wirksamkeit eines neuen Orthesenkonzepts ¨

229

ARTICLE IN PRESS BUCHBESPRECHUNG

of the ankle, Foot Ankle 9 (1988) 59–63. [19] S.B. Thacker, D.F. Stroup, C.M. Branche, J. Gilchrist, R.A. Goodman, E.A. Weitman, The prevention of ankle sprains in sports; A systematic review of the literature, Am. J. Sports Med. 27 (1999) 753–760.

Korrespondenzadresse: Prof. Dr. Gert-Peter Br¨uggemann Institut f¨ur Biomechanik und Orthop¨adie Deutsche Sporthochschule K¨oln Am Sportpark M¨ungersdorf 6 D-50933 K¨oln

Tel.: +49 221 49825660 Fax: +49 221 4971598 E-Mail: [email protected]

Alltag beginnt ein interessantes Buch u¨ ber die Kniechirurgie aus der franz¨osischen Schule. Dieses Buch ist eine Mischung aus Lehrbuch und Operationsatlas mit einer großen Zahl sehr anschaulicher Arthroskopie- und Operationsbilder. Es ist unterteilt in zwei Abschnitte (Pathologie von Menisken, B¨andern, Knorpel und Synovia und degenerative Ver¨anderungen) sowie in zehn Kapitel, die, beginnend mit der Arthroskopie u¨ ber den Kreuzbandersatz, die habituelle Patellaluxation, Knorpell¨asionen, Synovektomie und Behandlung der Kniesteife im ersten Abschnitt. Im zweiten Abschnitt werden die Methoden zur Behandlung der Arthrose besprochen, von der Osteotomie u¨ ber uni- und bikondyl¨aren Gelenkersatz bis hin zur Therapie der Femoropatellararthrose. Die Kapitel sind von unterschiedlicher Aktualit¨at. W¨ahrend bei den Patellaluxationen die MPFL-Plastik mit Gracilissehne beschrieben und dargestellt wird, fehlt beim Kreuzbandersatz jeder Hinweis auf die Doppelb¨undeltechnik. Einen breiten Raum nehmen extraartikul¨are Plastiken (z.B. nach Lemaire) ein, die im deutschsprachigen Raum sehr selten indiziert werden. Ein Highlight des Buches ist sicher die Patellainstabilit¨at. Hier wird das gesamte Spek-

trum von der klinischen und bildgebenden Diagnostik bis hin zu den operativen Methoden dargestellt. Lediglich die Trochleaplastik fehlt zur Vervollst¨andigung. Die Pr¨asentation der Endprothesenimplantation bei Valgusgonarthrose sowie die Behandlung der Retropatellararthrose stellen interessante Aspekte zur operativen Therapie dar, die einzelnen OP-Schritte werden bildlich und im Text sehr anschaulich vermittelt. Durch diese sehr gute Darstellung operativer Problematik ist die klinische Relevanz dieses Buches sehr groß und es eignet sich in jedem Fall f¨ur die Operationsvorbereitung der zehn h¨aufigsten Kniegelenkoperationen. Der sehr moderate Preis, die hervorragende Ausstattung des Buches und die in den meisten Kapiteln hochaktuelle Darstellung der Thematik lassen dieses Buch zu einem echten Lehrbuch f¨ur die Kniechirurgie werden. Zudem zeigt es uns, dass der Ansatz zur Probleml¨osung andernorts manchmal ebenso gut oder noch besser als der bisher ge¨ubte eigene ist – manchmal ist es hilfreich u¨ ber den eigenen Tellerrand zu schauen!

BUCHBESPRECHUNG Philippe Neyret, Peter Verdonk, Tarik Ait Si Selmi (Hrsg.) Kniechirurgie Elsevier – Urban & Fischer Verlag, ¨ Munchen 173 Seiten, 446 Abbildungen 1. deutsche Auflage 2008 Preis 99,95 h ISBN 9783437246005

Das schmerzhafte Patellasyndrom ’’ist wie die Migr¨ane: Man o¨ ffnet nicht den Sch¨adel, um sie zu behandeln. Mit einer ganzen Seite derartiger Aphorismen aus dem chirurgischen ’’

230

Michael Kr¨uger-Franke Munchen ¨