Ganganalytische Bewertung der Eigenschaften von Orthesen für ...

4. Diskussion - 119 -
Die Eigenschaften der einzelnen Orthesen verschiedener Bauart wurden bereits in Tabelle 3.1
beurteilt, es werden hier nur die auffälligsten Unterschiede erwähnt. Die Wippenorthese ist etwas
schwer und groß und ist sehr steif, mit einem geringen Winkelbereich der nicht einstellbar ist. Die
Federorthesen sind klein und extrem weich. Die Eigenschaften der zwei Spiralorthesen sind so
verschieden wie ihre Konstruktion und Materialien: Die Orthesen von JAN (aus GFK mit U-Profil)
ähneln den Gelenkorthesen (außer des geringen geschätzten „Gelenkbereichs“ und Torsionswinkels),
während die Orthesen von LAI (leicht, hauptsächlich aus Thermoplast) sehr weich sind (außer in
Torsion). Das heißt: beide Spiralorthesen besitzen, trotz sonst großer Unterschiede, ähnliche
Torsionssteifigkeiten (mTorsIndx= 7,6 bzw. 5,6 %F.L/Grad vs. 5,2 für Gelenkorthesen). Die
Schalenorthese ist steif in Biegung aber weich in Torsion. Da die Oberschenkel- und Fußteile nur mit
einem relativ dünnen Streifen auf der lateralen Seite verbunden sind, verursacht eine anteriore
Belastung einen großen Torsionswinkel.
Da jedes Krankheitsbild verschiedene Anforderungen an die orthetische Versorgung stellt, ist ein
direkter Vergleich der Eigenschaften dieser Spina-bifida-Orthesen mit denen anderer
Versorgungsarten nicht möglich. Es sind dem Autor keine Berichte über die mechanischen
Eigenschaften oder die Gehbelastung von Spina-bifida-Orthesen bekannt. Ohnehin gibt es bisher nur
wenige Veröffentlichungen über die Eigenschaften von Unterschenkelorthesen (AFOs) überhaupt. In
den internationalen Normen gibt es keine Hinweise auf die erforderlichen mechanischen
Eigenschaften von Orthesen. In der ISO EN 12523 zu Prothesen und Orthesen der Extremitäten
[19] steht lediglich, daß das Hilfsmittel den Belastungen und Deformationen des täglichen Gebrauchs
standhalten muß; Prüfvorschriften gibt es nur für orthetische Kniegelenke.
Chu und Reddy [8,9] führten Finite-Elemente-Analysen an modellierten AFOs (ungefähr
entprechend einer Federorthese) durch und stellten fest, daß die Spannungen am Außenrand des
Halses (schmalste Stelle an der Achillesferse) am größten waren. In dieser Studie wurden auch dort
Risse an den Federorthesen festgestellt (s. auch 4.5). Sumiya et al. [43] stellten bei einem ähnlichen
Orthesentyp fest, daß die Steifigkeit in Plantarflexion ungefähr proportional zur Breite des Halses
war. Die gleiche Gruppe fand [44], daß diese Art Federorthesen öfters eine schlechte dynamische
Paßform aufwiesen, d.h. das effektive Zentrum der Plantarflexionsbewegung der Orthese entsprach
nicht immer dem Fußgelenk; ähnliches wurde auch in dieser Studie bei den Nicht-Gelenkorthesen
festgestellt). Supan und Hovorka [45] verfolgten die erforderlichen Änderungen und den Austausch
von AFOs für cerebral-Palsy- und Spina-bifida-Kinder. Die meisten der untersuchten Spina-bifida-
Kinder bekamen entweder sog. Solid- oder Floor-Reaction-AFOs, bei denen Justierungen am
häufigsten im medialen Fersenbereich bzw. im posterioren Wadenbereich erforderlich waren. Die
Orthesen wurden durchschnittlich alle 1,5 Jahre ersetzt.
Yamamoto, Miyazaki und Mitarbeiter [32,55] fertigten eine mit Federn und Potentiometer
ausgestattete Prüforthese, um den Einfluß der mechanischen Eigenschaften einer AFO auf das
Gangbild von Hemiplegikern zu untersuchen. Die Steifigkeit in Plantar/Dorsalflexion konnte mit
Federn eingestellt werden, von ca. 0,2 bis 2,0 Nm/Grad. Typische Steifigkeiten der Alltagsorthesen
(Kunststoff) ihrer untersuchten Patienten lagen zwischen ca. 0,8 und 1,5 Nm/Grad. Im Vergleich
wiesen die Spina-bifida-Orthesen dieser Studie einen weiten Bereich an Plantarflexions-Steifigkeiten
auf: von 0,3 bis 17,9 Nm/Grad (siehe auch 3.1.2.2). Die Gelenkorthesen hatten eine
durchschnittliche Steifigkeit von 7,4 Nm/Grad, also wesentlich steifer als die Hemiplegiker-Orthesen
von Yamamoto et al. Dementsprechend war der von der Orthese getragene Anteil des
Gelenkmoments beim Gehen in dieser Studie wesentlich größer: ca. 55 % statt weniger als 5 % (s.
3.2).
Klasson et al. [21] prüften eine steife, einteilige Polypropylen-AFO (keine Angaben über
Krankheitsbild) auf ihre Steifigkeit bei einer Momentbelastung in verschiedenen Ebenen und stellten
Deformationen außerhalb der Belastungsebene fest. Ähnliches wurde bei den Orthesentests dieser
Studie festgestellt, vor allem eine Außenrotation der Unterschenkelhülse bei einem