Versus Tijdschrift voor Fysiotherapie, 24 e jrg. 2006, no 1. (pp )

Transcriptie

1 Auteur(s): R.J. Gebuis, P. van den Hoogen Titel: Ontwerp van een enkel_voet orthese: een andere benadering Jaargang: 24 Jaartal: 2006 Nummer: 1 Oorspronkelijke paginanummers: Deze online uitgave mag, onder duidelijke bronvermelding, vrij gebruikt worden voor (para-) medische, informatieve en educatieve doeleinden en ander niet-commercieel gebruik. Zonder kosten te downloaden van:

2 Ontwerp van een enkel-voet orthese: een andere benadering Versus Tijdschrift voor Fysiotherapie, 24 e jrg. 2006, no 1. (pp ) Robert-Jan Gebuis, Bewegingstechnoloog, Product Developer, Somas International B.V. Paul van den Hoogen, Bewegingstechnoloog R.J. Gebuis P. van den Hoogen Inleiding Dit artikel behandelt de totstandkoming van een nieuw ontwerp voor patiënten die last hebben van een klap- en/of sleepvoet. Er wordt stap voor stap uitgelegd hoe de auteurs tot beslissingen zijn gekomen die hebben geleid tot het uiteindelijke ontwerp. Doordat de scharnier-as van de gangbare orthesen niet overeenkomt met de bewegingsassen van het enkelgewricht, ontstaan problemen in de vorm van drukpunten en wrijvingen. In dit artikel wordt een oplossing voor dit probleem geboden die dergelijke nadelen niet bezit. Problemen bij het gaan met enkelvoet et-orthesen Veel beenorthesen zijn voorzien van enkelscharnieren. Deze worden onder andere ingezet bij patiënten die moeilijkheden ondervinden bij het controleren van de noodzakelijke bewegingen in het enkelgewricht bij het gaan. De scharnieren moeten het enkelgewricht sturen en/of beperken. De patiënten hebben zonder de voorziening een afwijkend looppatroon, zoals een sleep-, en/of klapvoet of een hanentred. In dergelijke orthesen worden éénassige enkelscharnieren toegepast. Omdat deze scharnier-as niet voldoende overeenkomt met het fysiologische enkel"scharnier" ontstaan er, bij bewegingen in het enkelgewricht tijdens het gaan, interne krachten tussen het been en de beugel. Dit resulteert in een buiging en torsie van de stangen van de beugel en kan zo lichamelijke klachten bij de patiënt en vervroegde slijtage van de beugel veroorzaken. Bovendien komt dit het looppatroon van de patiënt niet ten goede. Analyse van de gekoppelde beweging tijdens het gaan Wanneer er oppervlakkig naar het gaan gekeken wordt, lijkt het zo te zijn dat er in het enkelgewricht slechts bewegingen in het sagittale vlak plaatsvinden. Een orthese met een éénassig scharnier voor het bovenste spronggewricht zou in dat geval voldoende kunnen zijn. Bij een nadere beschouwing blijkt echter dat er ook bewegingen in het frontale en het transversale vlak plaatsvinden. Door de bewegingsmogelijkheden in het onderste spronggewricht bestaat namelijk de mogelijkheid om tijdens het gaan de bewegingsbaan van het standbeen over de voet te variëren. Er kan bijvoorbeeld gekozen worden om over de mediale of over de laterale zijde van de voet af te wikkelen. Het onderste spronggewricht bepaalt als het ware de richting van de as van het bovenste spronggewricht. Met behulp van een model (figuur 1) wordt getoond hoe, met combinaties van de genoemde bewegingsmogelijkheden, de baan van het lichaamszwaartepunt tijdens het gaan gestuurd kan worden. Figuur 1. Model van de voet (naar Huson (1) ). Het model bestaat uit de volgende elementen: 1. tibia, 2. talus, 3. calcaneus, 4. cuboïdeum / naviculare, 5. middenvoet / voorvoet. Het ontwerp van dit model is gebaseerd op het kinematisch model van de voet volgens Huson (1). Hu-

3 son heeft dit model ontwikkeld om de aard van de bewegingen in de tarsus te kunnen verklaren. Het laat zien op welke wijze de intertarsale bewegingen in de gewrichten tussen talus, calcaneus en naviculare van elkaar afhankelijk zijn. In het kader van dit artikel gebruiken we het model alleen om de interactie tussen het onderste- en bovenste spronggewricht tijdens de standfase van het gaan te verduidelijken. De beweging van de voet ten opzichte van het onderbeen is in het eerste gedeelte van de standfase (van hielcontact tot ongeveer de midstance) vrijwel geheel te beschrijven zonder bijdrage van het onderste spronggewricht. In figuur 2a is het model (in bovenaanzicht) te zien in een situatie vergelijkbaar met hielcontact. De tibia beweegt in deze fase min of meer in een zuiver sagittaal vlak. Zodra de voet in zijn geheel op de grond geplaatst is (foot flat, figuur 2b), zal de tibia over de talus bewegen en daarbij een meer naar lateraal gerichte baan gaan volgen. Figuur 2a t/m c. a. Bewegingsbaan van de tibia van hielcontact tot foot flat. b. Bewegingsbaan van de tibia van foot f flat tot midstance. c. Bewegingsbaan van de tibia van midstance tot toe-off. off. Wanneer er op deze wijze afgewikkeld wordt, zal de laterale voetrand meer belast worden doordat het lichaamszwaartepunt ook meer naar lateraal gaat. Dit duurt voort tot ongeveer midstance. Na midstance richt de as van het bovenste spronggewricht zich door een lichte eversie in het onderste spronggewricht meer naar mediaal, waardoor bij verdere dorsaalflexie het lichaamszwaartepunt ook naar mediaal verplaatst (figuur 2c). De tibia is ten opzichte van de vorige positie geëndoroteerd. Zoals te zien is, staat de voorvoet nu in een geproneerde positie. Op deze manier komt de tibia, na een beweging over de talus, meer naar mediaal uit. Deze beweging past bij een verplaatsing van het lichaamszwaartepunt in de richting van het nieuwe standbeen. Gangbare orthesen Kunststof orthesen (figuur 3a) zijn meestal vervaardigd van polypropyleen of een composiet materiaal. Met behulp van de trimlijnen, de materiaalkeuze en de uitvoering van de constructie kan de stijfheid van de orthese worden gevarieerd. Figuur 3a en b. a. Kunststof enkel voet orthese volgens Engen b. C1200 orthese De stijfheid van de orthese zorgt ervoor dat de enkel tijdens de zwaaifase in 90E gehouden wordt. In de standfase is dorsaal- en plantairflexie slechts zeer beperkt mogelijk. Dit is een regelmatig voorkomend probleem bij kunststof enkelvoet_orthesen. De overmati-

4 ge stijfheid van de orthese zorgt ervoor dat de knie na hielcontact nog eens extra in een flexie wordt gedwongen door de werking van de vloerreactiekracht op de orthese (2,3). Bij enkelvoet-orthesen met scharnieren treden andere problemen op. Veelal zijn dit orthesen met mediaal en lateraal langs het been een stang van aluminium of RVS, deze orthese staat bekend als de C1200 beugel (figuur 3b). Naast beide malleoli bevindt zich een één_assig scharnier. In deze scharnieren zijn veren geïntegreerd die het noodzakelijke dorsaalflecterende moment leveren Rondom de kuit is een gepolsterde kuitband aanwezig met een klittenbandsluiting of een gespsluiting. De verbinding met de schoen (het zogenaamde spoor onder de schoenzool) is uitgevoerd door middel van een klinkverbinding. Zoals hierboven al besproken werd, bestaat de verbinding tussen voet en onderbeen functioneel uit twee gewrichten. Dit maakt het mogelijk om door middel van een beweging in het onderste spronggewricht de richting van de as van het bovenste sprongewricht te wijzigen. De as van een enkelvoet-orthese met scharnieren bezit echter maar één vrijheidsgraad. Hoe is het mogelijk dat een persoon, met wisselende asrichtingen in zijn enkelgewrichten, kan lopen met een orthese welke slechts om één as roteert? Het blijkt dat, wanneer de as van de orthese niet overeenkomt met de positie en richting van de as van het enkelgewricht, er altijd kantelingen, verschuivingen en rotaties optreden van de orthese ten opzichte van de huid van het onderbeen (2,3). Deze verschuivingen, kantelingen en rotaties kunnen onaangename wrijving en drukpunten op de huid veroorzaken. In het ergste geval kunnen (bij gebruikers met een spastische parese) reflexen opgewekt worden, waardoor het looppatroon sterk gehinderd kan worden. Figuur 4 toont een voorbeeld van de hierboven bedoelde effecten. Figuur 4a en b. a. C1200 orthese in een geplantairflecteerde positie. b. C1200 orthese in een gedorsaalflecteerde positie. Let op de afname van de afstand tussen de mediale malleolus en de orthese. In figuur 4a is een onderbeen en een voet te zien in een plantairflexie. Tussen de beugel en de malleolus medialis is een duidelijke afstand waarneembaar (aangegeven door de pijlen). In figuur 4b staat het enkelgewricht in dorsaalflexie. Hierbij maakt de malleolus medialus contact met de beugel van de orthese. Krachten analyse Bij uitval van de dorsaalflectoren ontstaan er zowel in de standfase als in de zwaaifase problemen. Tijdens de zwaaifase is deze spiergroep verantwoordelijk voor het optillen van de voet door middel van een concentrische contractie. Bij hielcontact is het van belang dat de dorsaalflectoren door middel van een excentrische contractie een klapvoet tegen gaan. Aangezien deze problemen een verschillende aanpak vragen, zullen deze twee fasen apart van elkaar geanalyseerd worden. In de analyse wordt ervan uitgegaan dat de persoon een schoen aan heeft. Dit heeft vooral gevolgen voor de spieractiviteit tijdens hielcontact, omdat de hak van de schoen de momentsarm van de vloer-

5 reactiekracht ten opzichte van het enkelgewricht kan vergroten (vergeleken met iemand die op blote voeten loopt). Zwaaifase In een ongestoorde situatie zorgen de dorsaalflectoren in de zwaaifase door middel van een concentrische contractie voor het omhooghouden van de voet waardoor deze niet over de vloer sleept. Om te kunnen berekenen hoeveel spierkracht hiervoor nodig is, is een eenvoudig mechanisch model gebruikt. Met behulp van evenwichtsvergelijkingen (figuur 5) is berekend dat de minimaal benodigde spierkracht (Fs) bij een gewicht van de voet met schoen van 2 Kg. (Fz) zo n 28 Newton bedraagt. Figuur 5. Krachten en momenten op de voet in de zwaaifase Fs: spierkracht van de dorsaalflectoren Fz: zwaartekracht werkend op de voet (20 N) Fr: reactiekracht in het enkelgewricht. a = momentsarm van Fs. (5 cm) b = momentsarm van Fz. (7 cm) Met behulp van bovenstaande gegevens kan de noodzakelijke spierkracht worden berekend om evenwicht te maken met Fz. Fs= b) / a = 28 N. Het moment van zowel Fz als Fs bedraagt dan 1,4 Nm (de momenten bezitten wel een tegengestel gengestel- de draaizin). Wanneer er gewerkt wordt met een orthese betekent dit dat er gedurende de zwaaifase een moment van ongeveer 1,4 Nm over het bovenste spronggewricht opgeheven moet worden. Standfase (hielcontact) Tijdens hielcontact is, in een gezonde situatie, spierkracht vereist van de dorsaalflectoren in de vorm van een excentrische contractie. De voet moet immers geleidelijk naar de grond begeleid worden. Om te kunnen bepalen hoe groot de vloerreactiekrachten zijn, die ervoor zorgen dat de voet in een plantairflexie gedwongen wordt, is er een gangbeeldanalyse gemaakt met videocamera en een krachtenplatform. De meting is gedaan bij een proefpersoon van 85 Kg met een ongestoord gangbeeld. In figuur 6 worden de verticale (Fn) en de horizontale (Fw) krachten op de voet tijdens de gangcyclus getoond (de zijwaartse krachtrichting laten we buiten beschouwing). Figuur 6. Fn: verticale component van de grondreactiekracht op de hiel. Fw: sagittale component van de grondreactiekracht op de hiel. h

6 Op tijdstip 0 is er hielcontact. De stippellijn correspondeert met het moment waarop de voet in zijn geheel op de grond staat (foot flat). Zoals in de figuur is te zien, loopt Fn tijdens deze fase op naar ongeveer 800N. De horizontale component Fw verandert in het begin even van richting en loopt vervolgens (vanaf ongeveer 2% van de cyclus) op tot ongeveer 120N. Met behulp van de videobeelden is tevens de momentsarm van de reactiekracht op de hiel ten opzichte van het enkelgewricht bepaald. Het maximale moment blijkt zich aan het eind van de bipedale fase voor te doen. Dit maximale moment bedraagt 48,5 Nm. (zie figuur 7). De noodzakelijke spierkracht om in deze fase de voet in evenwicht te houden bedraagt 971 N. De benodigde kracht in deze fase is dus ruim 34 maal hoger dan in de zwaaifase. Figuur 7. Krachten en momenten op de voet bij hielcontact. Fs: spierkracht van de dorsaalflectoren Fh: grondreactiekracht op de hiel (809 N) Fr: reactiekracht in het enkelgewricht. a = momentsarm van Fs. F (5 cm) b = momentsarm van Fh. (6 cm) Met behulp van bovenstaande gegevens kan de noodzakelij lij- ke spierkracht worden berekend om evenwicht te maken met Fh. Fs= (Fh b) /a = 971 N. Het moment van zowel Fh als Fs bedraagt dan 48,5 Nm (de momenten bezitten wel een tegengestelde draaizin). Scharnieren of geen scharnieren? Een belangrijke eis aan de nieuw te ontwerpen orthese is dat deze geen belemmering mag geven van de nog aanwezige functies van de gebruiker. Zo mogen er geen gewrichten beperkt worden in hun uitslag tijdens het gaan. Wanneer het hulpmiddel scharnieren bezit, worden al gauw bewegingsassen oplegt. De vraag is echter of het aanbrengen van scharnieren in de orthese wel noodzakelijk is. De doelgroep die de orthese uiteindelijk moet gaan dragen beschikt immers over een gezond enkel- "scharnier", met het enkelgewricht zelf is immers niets aan de hand. Het is in principe dus niet noodzakelijk een scharnier te ontwerpen, het scharnier is er namelijk al. Het hoeft slechts bekrachtigd te worden. De reden dat een C1200 orthese toch scharnieren bezit, is gelegen in het feit dat het aanbrengen van het noodzakelijke moment over de enkel met behulp van de metalen verstevigingen en de daarin aanwezige scharnieren aanzienlijk eenvoudiger is dan het aanbrengen van een moment zonder scharnieren. Het enkelcomplex bezit van nature immers twee vrijheidsgraden. Door het aanbrengen van een orthese met scharnieren wordt het aantal vrijheden beperkt tot slechts één. Hierdoor wordt het gedrag van de voet, onder invloed van het moment dat de orthese levert, veel beter voorspelbaar. Een tweede complicatie bij het ontwerpen van een orthese zonder scharnieren is gelegen in het vinden van aangrijpingspunten op het lichaam voor de noodzakelijke krachten. In de zwaaifase is de kracht die benodigd is om de voet omhoog te houden gering. Er is een systeem zonder scharnieren op de markt dat voldoet in deze fase: de Foot Up (zie figuur 8). Dit is een eenvoudige orthese waarbij met behulp van een elastische band het noodzakelijke moment wordt geleverd. Dit elastiek wordt distaal aan de schoen verbonden en proximaal aan een manchet rond de tibia. Deze orthese is echter niet in staat om de (veel grotere) momenten te leveren bij hielcontact.

7 Figuur 8. De Foot Up orthese. Het ontwerp Bestaande orthesen trachten het moment bij hielcontact op te heffen door veren of door de stijfheid van het gebruikte materiaal. Wij kiezen voor een geheel andere aanpak. In plaats van het weerstreven van het grote plantairflecterende moment met een even groot dorsaalflecterend moment door de orthese, trachten wij met de voorziening het inwerkende plantairflecterende moment bij hielcontact te reduceren tot het niveau dat noodzakelijk is in de zwaaifase. Er zijn in principe drie manieren om de grootte van het plantairflecterende moment te reduceren: reductie van de grootte van de grondreactiekracht, wijziging van de richting van de grondreactiekracht, wijziging van het aangrijpingspunt van de grondreactiekracht. De grootte van de reactiekracht hangt direct samen met de gangsnelheid. Langzamer lopen leidt tot lagere krachten en daarmee tot een kleiner moment. Mensen met een klapvoet kunnen door afname van de gangsnelheid het probleem dus wat verminderen. Als werkingsprincipe voor een orthese is reductie van de grootte van de kracht echter niet bruikbaar. Het verloop van de richting van de reactiekracht tijdens het normale gaan bij hiel contact staat min of meer vast. De vloerreactiekrachten op de voet lopen immers door het lichaamszwaartepunt. Ook hier vinden we dus geen aanknopingspunten voor een oplossing. Het verleggen van het aangrijpingspunt biedt wèl mogelijkheden. Het aangrijpingspunt van de grondreactiekracht kan verplaatst worden door de zool aan te passen. Het principe wordt weergegeven in figuur 9. Figuur 9a en b. Werkingsprincipe van de nieuw onworpen orthese. De vormaanpassing van de schoenzool brengt de grondreactiekracht op de voet dichter bij de enkel-as.

8 De zoolaanpassing is zo ontworpen dat de reactiekracht op de voetzool bij hielcontact nog maar net achter het enkelgewricht langs loopt. Hierdoor wordt er een minder groot plantairflecterend moment ontwikkeld. Dit resterende plantairflecterende moment wordt vervolgens opgenomen door het elastiek van de foot up. Het verplaatsen van het aangrijpingspunt van de reactiekracht maakt dat de druk onder de voet bij hielcontact meer naar ventraal aangrijpt, op delen van de voet die daar niet primair voor bedoeld zijn. Daarom is er een versteviging in de schoenzool verwerkt. Het materiaal van de zool is zodanig gekozen dat de persoon er geen hinder van ondervindt wanneer hij stilstaat. De uiteindelijke vorm van de zoolaanpassing is bepaald met behulp van metingen met verschillende prototypes op een forceplate. Figuur 10 toont de proefpersoon zonder en met de voorziening in een identieke fase van de gangcyclus. De verplaatsing van de reactiekracht in de richting van de enkel-as is duidelijk waarneembaar (het lengteverschil in de vectoren in beide figuren is het gevolg van verschillen in de gangsnelheid). Figuur 10a en b. Figuur a toont de werklijn van de reactiekracht zonder zoolaanpassing. Figuur b toont de proefpersoon in een identieke fase van de gancyclus (de hoek van de tibia met de horizontaal bedraagt in beide gevallen 97 graden). De zoolaanpassing maakt dat de werklijn zeer dicht langs de enkel-as verloopt. LITERATUUR 1. Huson, A. Voetenwerk. Alpen aan den Rijn, Lagerberg, A. Passieve bewegingskoppelingen tussen onderbeen en voet Versus, Tijdschrift voor fysiotherapie, 7e jaargang, 1989, No.1, 9_ Lagerberg, A. Enkel-voet orthesen bij de hemiplegische patiënt Versus, Tijdschrift voor fysiotherapie, 10e jaargang, 1992, No.6, 334.