Versus Tijdschrift voor Fysiotherapie, 10e jrg 1992, no. 6 (pp )

Transcriptie

1 Auteur(s): A.Lagerberg, J.v.d.Mey, C.Riezebos Titel: Enkelvoet orthesen bij de hemiplegische patiënt Jaargang: 10 Jaartal: 1992 Nummer: 6 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 Enkel-voet orthesen bij de hemiplegische patiënt A.Lagerberg J.v.d.Mey C.Riezebos In deze rubriek wordt problematiek uit de dagelijkse praktijk aangedragen. Om het theoretisch kader rond deze problemen te verbreden en waar mogelijk te verdiepen doen wij een beroep op U. Aan het slot van de presentatie van het probleem worden U enkele vragen voorgelegd. Wij nodigen U uit Uw antwoorden dienaangaande aan ons mee te delen via het bijgevoegde antwoordformulier. Natuurlijk staat het U vrij, aanvullend kommentaar te leveren. Het is niet noodzakelijk alle vragen te beantwoorden, ook gedeeltelijk ingevulde formulieren zijn van harte welkom. De verzamelde antwoorden worden in een volgende aflevering van deze rubriek gepubliceerd. Inleiding Bij de revalidatie van hemiplegische patiënten wordt veelvuldig gebruik gemaakt van enkelvoet orthesen. In dit artikel wordt ingegaan op twee verschillende typen; de kunststof enkelvoet orthese, ook wel orthese volgens Engen genoemd en de dubbelstaafs peroneusbeugel die bekend is onder de aanduiding C1200 orthese. Beide typen orthesen bewijzen in een aantal gevallen de hemiplegische gebruiker goede diensten in de zwaaifase van het gaan, aangezien de voet door de orthese in dorsaalflexie gehouden wordt. Het bekende slepen van de voet wordt zo voorkomen. In dit artikel wordt ingegaan op de effekten van de orthese tijdens de standfase van het gaan. Het fixeren van de voet in dorsaalflexie is namelijk wel nuttig tijdens de zwaaifase, maar vormt een belemmering voor de patiënt tijdens de standfase. Naast een analyse van deze effekten wordt aandacht besteed aan de gevolgen van de verschillen in de oriëntatie van de gewrichtsassen van het enkelgewricht en die van de orthese. Problematiek in de zwaaifase In navolging van Prevo (4) hanteren wij de volgende definities voor de begrippen parese en spasticiteit: Parese: Een afname van de willekeurig te produceren elektrische activiteit in agonisten. Spasticiteit: Een uiting van toegenomen onwillekeurig geproduceerde electrische activiteit in overige spieren dan agonisten. In de kliniek worden de aanduidingen slappe en spastische parese vaak gehanteerd om deze verschijnselen te beschrijven. Bij het beoordelen van de noodzaak van een orthese bij een hemiplegiepatiënt moet rekening gehouden worden met de aard van het gangprobleem en de hieraan ten grondslag liggende problematiek. In het algemeen kan worden gesteld dat het overwegen van een enkelvoet orthese slechts zinvol is, indien er problemen in de zwaaifase bestaan. Hieronder worden de verschillende typen moeilijkheden in de zwaaifase afzonderlijk besproken en wordt nagegaan in hoeverre een enkelvoet orthese bij kan dragen aan de reduktie van de problematiek. Uiteraard kan bij een patiënt een mengbeeld van de door ons, om systematische redenen, afzonderlijk besproken paretische en spastische verschijnselen bestaan.

3 De ongestoorde zwaaifase Bij een ongestoord gangpatroon wordt de zwaaifase in hoge mate gedikteerd door massatraagheidseffekten. Een analyse van deze fase leert dat bij loopsnelheden tot ongeveer 5 km/u de kniemusculatuur niet aktief bijdraagt aan de optredende bewegingen van de knie. Heupspieraktiviteit en de afzetkracht van de kuitmusculatuur zijn verantwoordelijk voor de kniebewegingen. Aanvankelijk versnelt de heupmusculatuur het bovenbeen, waarbij het onderbeen ten gevolge van de traagheid achter blijft. Hierdoor ontstaat een knieflexie. Vervolgens slingert het onderbeen naar een extensiepositie in het kniegewricht tot op het eind van de zwaaifase via aktiviteit van de hamstrings het been wordt afgeremd. Bij verhoging van de loopsnelheid worden de hamstrings ook aktief bij het buigen van de knie aan het begin van de zwaaifase (7). Het bewegingspatroon van een zwaaiend been bij een komfortabele loopsnelheid vertoont, voor wat betreft de bewegingen in het heup en kniegewricht, veel overeenstemming met een zogenaamde dubbele fysische slinger. In tegenstelling tot de knie dient het enkelgewricht wel door direkte spieraktiviteit te worden bestuurd. Gedurende de gehele zwaaifase vertonen de voetheffers aktiviteit. Bij aanvang van de zwaaifase wordt de voet, die aan het eind van de afzetfase geplantairflecteerd is, snel in dorsaalflexie getrokken teneinde te voorkomen dat de voet over de grond sleept. Gedurende de rest van de zwaaifase blijft de enkelhoek min of meer konstant en is er dus sprake van een isometrische aktiviteit van de dorsaalflexoren. Op het moment van en vooral direkt na hielkontakt treedt een aktiviteitspiek van deze spiergroep op. In deze fase is er sprake van een plantairflexie beweging en dus excentrische spieraktie waardoor de voet naar de grond wordt geleid (1,2). Verstoring van de zwaaifase bij de hemiplegische patiënt Er kunnen drie typen problematiek in de zwaaifase van de hemiplegische gang optreden namelijk de: kleefgang; slepende voet; inverterende voet. De kleefgang Alhoewel de kleefgang hier besproken wordt als een probleem in de zwaaifase van het gaan is het eigenlijk juister te spreken van een probleem in het beëindigen van de standfase. Het onderliggende mechanisme was reeds eerder onderwerp van bespreking in dit tijdschrift (5). De essenties worden hier nogmaals kort weergegeven. De kleefgang kan optreden bij patiënten die in de standfase een positieve steunreaktie vertonen. Deze reaktie ontstaat door het kontakt van de voetzool met de vloer en resulteert in een plantairflexie van de enkel en een extensie van de knie. Indien een patiënt met deze reaktie aan het eind van de standfase niet in staat is het gewicht volledig van het aangedane been af te nemen blijft deze reaktie voortduren en kleeft de voet als het ware aan de grond. De patiënt slaagt er niet in het been in de zwaaifase te brengen. Indien in deze situatie de betrokkene geholpen wordt het gewicht te verplaatsen tot boven het niet aangedane been wordt de steunreaktie opgeheven en kan het been naar voren worden gezwaaid. Het probleem is dus niet een afhangende voet ten gevolge van parese van voetheffers maar een spastische reaktie van ondermeer plantairflexoren. Uiteraard is het goed mogelijk dat zodra de voet van de grond wordt getild en de positieve steunreaktie verdwijnt de voet blijft afhangen op basis van een slappe parese van de voetheffers. De slepende voet De slepende voet wordt aangetroffen bij een patiënt met een geheel of gedeeltelijk slappe parese. Indien de voetheffers in de zwaaifase niet in staat zijn de voet te heffen zal de voet over de grond slepen, tenzij kompensaties worden gevonden om dit te vermijden. Het afhangen van de voet heeft tot gevolg dat er aan het eind van de zwaaifase geen hielkontakt maar eerst teenkontakt ontstaat. Tevens is het been tijdens de zwaaifase "funktioneel langer" dan gebruikelijk. Theoretisch zijn een aantal kompensaties denkbaar om dit lengteprobleem het hoofd te bieden: a. toename van de knieflexie; b. circumductie; c. tenenstand op het niet aangedane been; d. heffen van het bekken. ad a. toename van de knieflexie

4 Dit gangbeeld staat bekend als de hanetred. Het wordt gekenmerkt door extreme knieflexie tijdens de zwaaifase en een primair teenkontakt aan het begin van de standfase. De hanetred wordt zelden gezien bij de hemiplegiepatiënt, aangezien er een ongestoorde funktie van de heupflexoren voor nodig is. ad b. circumductie Bij circumduktie wordt het gestrekte been voorwaarts gezwaaid via een abduktie beweging in het heupgewricht. Deze kompensatie vereist de willekeurige kontrole over de abduktoren en is in verband hiermee ook vrij zeldzaam bij een hemiplegische patiënt. (Het gangbeeld treedt bijvoorbeeld op bij een arthrodese in extensiestand van het kniegewricht). ad c. tenenstand op het niet aangedane been Deze kompensatie wordt, in tegenstelling tot de twee voorgaande, uitgevoerd met het niet aangedane been en is daarom ook voor de hemiplegische patiënt uitvoerbaar. ad d. heffen van het bekken Deze kompensatie wordt eveneens uitgevoerd met aktiviteit van de spieren van het niet aangedane been. In figuur 1 wordt het mechanisme van deze kompensatie getoond. De volgende bewegingen vinden achtereenvolgens plaats: 1. Via een adduktie in het heupgewricht van het niet aangedane standbeen wordt het zwaartepunt boven het standbeen gebracht (figuur 1a en b). 2. Met behulp van de abduktoren van het standbeen wordt het bekken en daarmee het aangedane been geheven. De romp moet zodanig tegenkantelen (lateroflexie naar het zwaaibeen) dat het zwaartepunt niet lateraal van de voet gaat projecteren (figuur 1c). Figuur 1. Heffen van het bekken aan de zijde van het zwaaibeen via abduktoren van het standbeen. Z = zwaartepunt. Verdere verklaring in de tekst. Indien gebruik gemaakt wordt van een loophulpmiddel (wandelstok of eifeltje) bij het uitvoeren van deze kompensatie kan het zwaartepunt wel lateraal van de voet projekteren, aangezien het steunvlak nu wordt gevormd door de omhulling van de voet en de stok (figuur 1d). Het tegenkantelen van de romp, een beweging die vaak niet uitvoerbaar is in verband met de hemiparese van rompmusculatuur, kan dan achterwege blijven.

5 Deze kompensatie komt frequent voor bij de hemiplegische patiënt. Het feit dat deze vaker voorkomt dan de tenenstand zou naar ons idee ondermeer het gevolg kunnen zijn van de hogere energiekosten bij het gaan op de tenen. Het lichaamszwaartepunt vertoont veel grotere schommelingen bij deze laatste wijze van het gaan. Onderzoek gericht op vergelijking van de energiekosten van de verschillende kompensaties is ons niet bekend. Een tweede voordeel van de lengtekompensatie via het heffen van het bekken is het feit dat de gehele voet op de ondergrond kan blijven. Behalve dat dit het behouden van het evenwicht ten goede komt, is het ook van belang in verband met de hieronder beschreven wijze van zwaaien van het been. De twee kompensaties die beschikbaar zijn voor een patiënt met een slappe parese van de beenmusculatuur (c en d) lossen uitsluitend het lengteprobleem op. Naast het uitvoeren van een kompensatie voor het lengteprobleem van het been moet de hemiplegische patiënt echter ook een oplossing vinden voor het voorwaarts zwaaien van het been. De twee genoemde kompensaties voorzien daar niet in. Indien geen kontrole over de heupmusculatuur van het aangedane been bestaat kan het zwaaien van het been op twee manieren plaatsvinden: a.het uitvoeren van een endorotatie van het bekken over het standbeen. b.het achteroverkantelen van het bekken (en de romp). ad a. Het uitvoeren van een endorotatie van het bekken over het standbeen Deze wijze van voorwaarts zwaaien van het been is vooral effektief indien het bekken, bij aanvang van de zwaaifase, in de heup geëxoroteerd staat ten opzichte van het niet aangedane standbeen. Het been kan dan gezwaaid worden tot naast of iets voorbij het standbeen (figuur 2a). Dit gangbeeld, met het relatief achterblijvende bekken aan de zijde van het aangedane been, wordt de kreeftgang genoemd. Indien de zwaaifase zou starten met het bekken zuiver frontaal dreigt er al snel scharen van de benen op te treden (figuur 2b). Deze kompensatie lijkt energetisch gezien effektief omdat de beweging zich afspeelt in het horizontale vlak. De zwaartekracht speelt dan immers geen rol. Alleen de massatraagheidsmomenten van het paretische been moeten worden overwonnen. Figuur 2. Voorwaarts verplaatsen van het zwaaibeen via endorotatie op het standbeen. a.startpositie van het zwaaibeen dorsaal van het standbeen. b.startpositie van het zwaaibeen naast het standbeen. ad b. Het achteroverkantelen van het bekken (en de romp) Bij deze tweede methode wordt gebruik gemaakt van traagheidseffekten. Het voorstaande standbeen staat in flexie in het heupgewricht. De patiënt voert een snelle achteroverkanteling van het bekken ten opzichte van beide benen uit. Hierdoor vermindert de flexiestand in het heupgewricht van het standbeen, terwijl tegelijkertijd in het heupgewricht van het min of meer achterstaande (dus in extensie verkerende) paretische been een toenemende extensiestand wordt ingenomen. (Deze achteroverkanteling van het bekken gaat vaak gepaard met een achteroverkanteling van de romp ten opzichte van het bekken, waardoor het achteroverkantelen van het bekken via de traagheid van de romp wordt "versterkt"). De extensiemogelijkheid van het heupgewricht bij mensen is over het algemeen zeer gering en dus komt het heupgewricht van het zwaaibeen al snel in een eindstand. Op dat moment moet het bovenbeen van het paretische zwaaibeen het achteroverkantelen van het bekken volgen en zwaait dus naar voren. Door de traagheid blijft het onderbeen achter en buigt de knie (figuur 3). (Het effekt kan nog versterkt worden door aan het eind van de achteroverkanteling van het bekken te buigen in de knie van het standbeen).

6 Het hier beschreven gangpatroon lijkt zeer veel op dat van een patiënt met een exarticulatie van het heupgewricht, lopend met een prothese zoals de Canadian Hip. Figuur 3. Voorwaarts zwaaien van het been via exten- sie van de romp. Uit het voorgaande zal duidelijk zijn dat het verstrekken van een enkelvoet orthese bij een slepende voet zinvol is. De orthese reduceert het lengteprobleem en maakt dat kompensaties op dit punt niet of minder extreem behoeven te worden uitgevoerd. Het besproken probleem van het voorwaarts zwaaien van het been kan niet door de orthese worden ondervangen. De inverterende voet Het gangbeeld waarbij in de zwaaifase een inversiestand van de voet ontstaat kan tot problemen aanleiding geven bij het beëindigen van de zwaaifase. Ten gevolge van de inversiestand komt de laterale voetrand als eerste aan de grond. Indien dit niet al te extreem is zal bij het belasten de voet naar binnen kantelen en dus in tweede instantie plat aan de grond komen. In dit geval is er geen reden voor een orthese voorziening. Het komt echter ook voor dat de voet zo ver in inversie wordt geplaatst dat de standfase geheel over de buitenzijde van de voet plaatsvindt. Een inversietrauma van het enkelbandapparaat dreigt hierbij. Het korrigeren van de voet kan geschieden door een C1200 orthese voorzien van een T-leer of een zeer stijve kunststof orthese. Zoals uit het verdere betoog zal blijken is een zeer stijve orthese in de standfase zeer nadelig. Een C1200 beugel (zie figuur 12) is in deze gevallen dan ook een minder slechte oplossing. Effekten van de orthese in de standfase Bij het beoordelen van de noodzaak van een orthese dient in eerste instantie te worden overwogen of de problematiek in de zwaaifase door een orthese kan worden gereduceerd. Daarnaast dient in de overweging te worden betrokken dat de orthese in de standfase een aantal nadelen heeft. Hieronder wordt op deze nadelen ingegaan. Enkelvoet orthesen en voetreaktiekrachten. Voor een analyse van de effekten van de orthese op de standfase van het gaan is het noodzakelijk inzicht te hebben in het verloop van de voetreaktiekracht ten opzichte van de gewrichten van de enkel, knie en heup. Onder de voetreaktiekracht wordt de kracht verstaan die door de ondergrond waarop men loopt op de voet wordt uitgeoefend. Zoals de naam reaktiekracht al aangeeft, ontstaat deze ten gevolge van de inwerking van een andere kracht: in dit geval de kracht die het gevolg is van de versnelling van het lichaamsgewicht. De twee krachten zijn even groot doch tegengesteld gericht. Indien het lichaam niet aan andere versnellingen onderhevig is (bijvoorbeeld bij het staan), wordt de reaktiekracht op de voeten volledig bepaald door de zwaartekracht. De kracht Fz die de massa van het lichaam uitoefent op de vloer is volgens Newton gelijk aan m.g. Waarbij m de massa in kilogrammen is en g de versnelling van de zwaartekracht in m/sec 2. Aangezien de zwaartekracht altijd zuiver vertikaal inwerkt, is ook de reaktie-

7 kracht op de horizontale vloer, onder statische omstandigheden: zuiver loodrecht, even groot, doch tegengesteld gericht aan de zwaartekracht (figuur 4a). Tijdens het gaan speelt ook de voorwaartse versnelling van het lichaam een rol en bestaat er naast de vertikale komponent ook een horizontale komponent die het gevolg is van het versnellen (tijdens de afzetfase) of het vertragen (tijdens het hielkontakt) van het lichaam in horizontale richting (figuur 4b). (3) Deze horizontale komponent kan worden geleverd dankzij de wrijving van de schoen op de ondergrond. Figuur 4. Z = Lichaamszwaartepunt Fr = Voetreaktiekracht. a. Tijdens het rechtop staan is de voetreaktiekracht zuiver vertikaal gericht. b. Tijdens het gaan werken de voetreaktiekrachten niet zuiver vertikaal. Bij de analyse van de effekten van een orthese op het gaan is gebruik gemaakt van een model. De diverse maten zijn weergegeven in figuur 5a. De positie van het lichaamszwaartepunt (Z) in de rechtopstaande positie is direkt ventraal van de 2e sacrale wervel (6). De zwaartelijn verloopt juist dorsaal van het kontaktpunt in de heup, ventraal van het kontaktpunt in de knie en 4 cm ventraal van het enkelgewricht (figuur 5b). Het model van figuur 5b is voor wat betreft de afmetingen identiek aan dat van figuur 5a. Figuur 5. a. Het gebruikte rekenmodel met de diverse afmetingen. e= enkelgewricht. k= kniegewricht. h= heupgewricht. Z= lichaamszwaartepunt. b. Het skeletmodel waarin de afmetingen van figuur a zijn opgenomen.

8 De enkelhoek en de projektie van het zwaartepunt Aangezien de zwaartelijn bij een rechtopstaande proefpersoon juist dorsaal van het kontaktpunt in het heupgewricht verloopt en ventraal van de knie en de enkel, bestaat er een extenderend moment over het heupgewricht (figuur 5b). Dit maakt een voortdurende aktiviteit van heupflexoren (M.psoas major) noodzakelijk, teneinde het vereiste tegengestelde moment te leveren. De extenderende werking over het kniegewricht kan bij een volledig gestrekte knie zonder spierkracht worden gekompenseerd aangezien het kniegewricht in de maximale extensie door passieve krachten wordt gestabiliseerd (closepacked position). Rond het enkelgewricht dienen echter de kuitspieren kontinu aktiviteit te vertonen teneinde het dorsaalflecterende moment van de reaktiekracht op te heffen. Indien op welke wijze dan ook wijzigingen worden aangebracht in de bovengenoemde evenwichtstoestand reageert de betreffende persoon zodanig dat het verloop van de zwaartelijn ten opzichte van de genoemde gewrichten zoveel mogelijk wordt hersteld. Aangezien er zelfs tijdens het staan kontinu geringe wijzigingen optreden in de onderlinge posities van diverse deelmassa's, en dus van het lichaamszwaartepunt (bijvoorbeeld door het ademhalen) is er sprake van een voortdurende bijregeling. Een van de gewrichten waarin deze regulering plaatsvindt is het enkelgewricht. Aangezien vrijwel de gehele massa van het lichaam zich craniaal van het enkelgewricht bevindt en het gewricht ver verwijderd is van het lichaamszwaartepunt, kan de projektie van het lichaamszwaartepunt door zeer geringe hoekstandsveranderingen in de enkelgewrichten dramatisch wijzigen. Ter illustratie beschouwen we figuur 6a. Onder de hiel is een verhoging van 2.5 cm aangebracht. Met behulp van het besproken rekenmodel kan worden vastgesteld dat een dergelijke hakverhoging een vooroverkanteling van de voet van 7 tot gevolg heeft. Figuur 6a toont het gevolg van deze hakverhoging indien geen enkele kompensatoire tegenkanteling wordt uitgevoerd in andere gewrichten. De verticale projectie van het zwaartepunt zou bij deze geringe vooroverkanteling al 15 cm voor de enkelas verlopen. Het lichaam is nog juist in evenwicht aangezien de zwaartelijn in de tenen projekteert. In figuur 6b is een tegenkanteling van 7 plantairflexie in het enkelgewricht uitgevoerd waardoor het normale verloop van de zwaartelijn ten opzichte van heup, knie en enkelgewricht wordt hersteld. Figuur 6. a. Zonder kompensaties leidt een hakverhoging van 2.5 cm tot een projektie van de zwaartelijn 15 cm ventraal van de enkelas. b. Zeven graden plantairflexie herstelt het verloop van de zwaartelijn. Dit kompensatiemechanisme kan zowel bij het dragen van een enkelvoet orthese volgens Engen als bij het dragen van een dubbelstaafsorthese (C1200) worden verstoord. Het doel van de orthese is immers het verhinderen van de plantairflexie van de voet. In de zwaaifase van het gaan is dat ook een nuttig effekt. Helaas maakt de orthese geen onderscheid tussen zwaai en standfase. Bij de steunname kan de orthese een nadeel vormen, indien de hoekstand in het enkelgewricht die de orthese oplegt niet is afgestemd op de hakhoogte van de schoen waarin de orthese gedragen wordt of, in het geval van de C1200, de orthese is uitgerust met een vaste plantairflexie vergrendeling in een onjuiste stand dan wel een te hoge weerstand heeft op de scharnieren die de plantairflexie remmen. In figuur 7a en b wordt dit verduidelijkt. In figuur 7a is het been uitgerust met een orthese die een zodanige enkelhoek heeft, dat bij het staan zonder een hakverhoging geen verstoring optreedt van de projektie van het zwaartepunt. Indien deze orthese zou worden gedragen in een schoen met een hakhoogte van bijvoorbeeld 2.5 cm ontstaat er echter een probleem (figuur 7b).

9 Figuur 7. a. Een orthese met een enkelhoek die bij het staan zonder schoen geen verstoring van de statiek oplevert. b. Situatie indien deze orthese wordt gedragen bij een hakverhoging van 2.5 cm. c. Mogelijke spierakties om de enkel te plantairflecteren en de knie te strekken. De noodzakelijke plantairflexie in het enkelgewricht kan niet worden uitgevoerd, aangezien de orthese daar weerstand aan biedt. De weerstand, die de orthese biedt tegen het uitvoeren van plantairflexie, is bij de kunststof orthese het gevolg van de stijfheid van het materiaal en bij de C1200 van de ingestelde weerstand op de scharnieren. De kracht die moet worden uitgeoefend om toch plantairflexie in het enkelgewricht uit te voeren moet worden geleverd door spieren. In aanmerking komen (in de bipedale stand) de plantairflexoren van het enkelgewricht of de extensoren van het heupgewricht (figuur 7c). In het geval van een slappe parese van het been beschikt een patiënt echter niet over die mogelijkheden. Een hemiplegische patiënt met een dergelijke, onjuist aangemeten orthese wordt gedwongen tot andere kompensaties. Indien in stand het onderbeen een meer voorovergekantelde positie inneemt leidt dit automatisch tot knie en heupflexie. Figuur 7b toont deze situatie. In dit model treedt er een kniebuiging over een hoek van 14 op. Hierdoor verloopt de zwaartelijn weer door de voet. Zoals duidelijk te zien is, leidt deze knieflexie er ook toe dat de zwaartelijn achter de knie gaat verlopen en dus een buigend moment levert over dit gewricht. Voor de patiënt met een slappe parese van het been is het onmogelijk in deze situatie het been te belasten, aangezien het noodzakelijke extenderende moment over de knie niet geleverd kan worden. Het belasten van het been is uitsluitend mogelijk indien de zwaartelijn vóór de knie projekteert. In dat geval kan gebruikt gemaakt worden van de passieve stabiliteit die de knie biedt in de maximaal gestrekte positie. Vanuit de positie van figuur 7b is er voor een patiënt met een slappe beenspierparese slechts één mogelijkheid om de projektie van de zwaartelijn voor de knie te krijgen: door het flecteren van de romp in het heupgewricht kan het lichaamszwaartepunt worden verplaatst naar ventraal (figuur 8). Deze kompensatie wordt "salutation" genoemd. Pas als de projektie van het zwaartepunt voor de knie is gebracht kan steun worden genomen op het been en zal de knie door de zwaartekracht in de maximale extensie worden gedrukt. Figuur 8. a. Het model in de positie van figuur 7b. b. Het zwaartepunt projecteert weer voor de knie ten gevolge van de rompflexie.

10 Bij het gebruik van een C1200 orthese met een vaste enkelhoek of een plantairflexie begrenzing kan er op dit moment een ander nadelig fenomeen optreden. Indien de knie van nature een zodanige mobiliteit bezit dat er een hyperextensie optreedt bij het belasten van het been, wordt het zwaartepunt, ten gevolge van deze hyperextensie in kombinatie met de door de orthese beperkte plantairflexie, plotseling nog verder naar ventraal gebracht. In figuur 9a wordt getoond dat zonder orthese de hyperextensie van de knie niet zou leiden tot een voorwaartse verplaatsing van het zwaartepunt, aangezien de extensie van de knie gepaard kan gaan met plantairflexie in het enkelgewricht (en extensie in het heupgewricht). Bij het dragen van een orthese met een vaste enkelhoek kan deze plantairflexie echter niet optreden en verplaatst het zwaartepunt wel naar ventraal onder invloed van de hyperextensie. In figuur 9b is deze situatie weergegeven. (Ter verduidelijking is de hyperextensie wat extreem gekozen). Ook bij een korrekt aangemeten orthese die een vaste enkelhoek heeft, zal een van nature bestaande hyperextensie van de knie, zij het in mindere mate, dit probleem veroorzaken. Figuur 9. a. Bij een niet beperkte plantairflexie treedt ten gevolge van de hyperextensie van de knie geen voorwaartse verplaatsing op. b. Bij het gbruik van een orthese met een vaste plantairflexie begrenzing is dit wel het geval. De hier genoemde onjuiste hoekstand van de orthese in relatie tot de hakhoogte van de schoen kan vooral bij de kunststof orthese snel optreden aangezien deze orthese in diverse schoenen gedragen kan worden. Het lijkt dan ook zeer raadzaam een patiënt duidelijk te maken dat de orthese uitsluitend gebruikt moet worden in schoenen met steeds dezelfde hakhoogte. Bij het verstrekken van een orthese dient niet alleen gelet te worden op de juiste maat van de voetschelp, maar tevens op de opgedrongen enkelhoek in relatie tot de hakhoogte van de schoen. Uit eigen observaties is gebleken dat veel kunststof orthesen die in standaard uitvoering geleverd worden een te extreme dorsaalflexiestand in het enkelgewricht opdringen. Zelfs bij het gebruik in een schoen zonder noemenswaardige hak treden de fenomenen zoals hiervoor beschreven dan al op. De buigingsweerstand van de orthese Een ander aandachtspunt bij het bepalen van de juiste orthese is de buigzaamheid van de orthese of bij de C1200 de plantairflexieweerstand in de scharnieren. Alle hierboven beschreven verstoringen in de standfase van het gaan kunnen sterk worden gereduceerd indien de orthesen niet onnodig stijf worden gemaakt. Zoals gezegd wordt een orthese bij een slappe parese verstrekt met het oogmerk de voet te heffen in de zwaaifase, om op deze wijze het naar voren brengen van het aangedane been te vergemakkelijken. De belemmering van de plantairflexie en dorsaalflexie in de standfase is ongewenst. Een juiste stijfheid van de orthese is dan ook zodanig dat het gewicht van de voet in de zwaaifase juist kan worden gedragen. Helaas moet worden gekonstateerd dat de kunststof orthesen meestal veel stugger zijn dan nodig is en dat de C1200 vaak met een veel te hoge weerstand wordt afgesteld. De oorzaak van deze onnodig hoge stijfheid ligt in het feit dat beide orthesen ook worden gebruikt door patiënten met een geïsoleerde (perifere) voetheffersparalyse of parese. Het gangpatroon van een patiënt met een dergelijke aandoening wijkt echter fundamenteel af van het gangbeeld van een patiënt met een slappe parese ten gevolge van een C.V.A. Dit verschil stelt ook andere eisen aan de orthese. Hieronder wordt ingegaan op de verschillen in de genoemde gangbeelden en op de eisen die dit stelt aan de orthesen. De hoge weerstand tegen het in plantairflexie brengen van de voet is zinvol bij patiënten die een geïsoleerde voetheffersparese hebben, aangezien er op het moment van hielkontakt een groot plantairflecterend moment bestaat over het enkelgewricht, ten gevolge van de reaktiekracht op de vloer (figuur 10).

11 Figuur 10. a.indien de zwaaifase eindigt met hielkontakt bestaat er een sterk plantairflexterend moment op de enkel en een buigend moment op de knie. De reaktiekracht (Fr) loopt dorsaal van de enkel en knieas. b.indien het been onder het lichaam wordt geplaatst kan direkt de volle voet worden belast. De reaktiekracht verloopt nu ventraal van enkel en knie. Er bestaat een extenderend moment op de knie en een dorsaalflexterend moment op de enkel. Dit moment resulteert bij de patiënt met een geïsoleerde parese van de voetheffers in de bekende klapvoet. Door toepassing van een voldoende stijve orthese kan worden voorkomen dat de voet naar de grond klapt. Een hemiplegische patiënt kan echter zelfs met een orthese de standfase niet starten met een hielkontakt aangezien de reaktiekracht niet alleen plantairflecterend werkt op de enkel, maar ook buigend op de knie (figuur 10a). Voor iemand met een geïsoleerde parese van de voetheffers doch een ongestoord funktionerende M.quadriceps femoris is dit geen probleem. Indien de knie echter niet aktief gestabiliseerd kan worden, zoals bij vele hemiplegische patiënten het geval is, moet de voet zodanig worden geplaatst dat de reaktiekracht direkt vóór het kniegewricht verloopt. Dit komt neer op een plaatsing vrijwel naast of hooguit iets voor het andere been, waarbij direkt de volle voet wordt belast (figuur 10b). Het feit dat een patiënt het been niet verder zwaait dan tot deze positie hoeft dus niet altijd zijn oorsprong te vinden in een gebrekkig zwaaivermogen, maar kan eveneens zijn ingegeven door de noodzaak de reaktiekracht voor de knie te houden. Bij een dergelijk gangbeeld moet een veel lagere weerstand op de scharnieren worden ingesteld of een veel minder stijve kunststof orthese worden aangemeten. Bij een patiënt met een spastische in plaats van een slappe parese ontstaat een ander probleem, indien de patiënt de standfase zou starten met een hielkontakt. Het buigend moment op de knie veroorzaakt in dit geval een snelle rek van met name de korte koppen van de M.quadriceps femoris. Hierdoor wordt een extensor synergie opgewekt, resulterend in een extensie van het kniegewricht en een plantair flexie van de enkel. De patiënt wordt hierdoor geremd in het "over het standbeen komen". Bij het optillen van het niet aangedane been projecteert hierdoor het zwaartepunt (zonder korrigerende maatregelen) achter de voet en de patiënt dreigt achterover te vallen. Het mechanisme wordt schematisch voorgesteld in figuur 11. Veelal kompenseert de patiënt dit door het flecteren van de romp (salutation). Figuur 11. Gevolg van hielkontakt bij het gaan van een hemiplegiepatient met een spastische parese. a. Tengevolge van een relatief stijve orthese (hoge plantairflexieweerstand) ontstaat een buigend moment op de knie, welke een snelle flexie van de knie veroorzaakt. b. De snelle rek van de korte koppen van de M.quadriceps roept een extensor synergie op. De spastische kuitspieren trekken de voet (inclusief orthese) in plantairflexie. De patient wordt naar achter geduwd waardoor het zwaartepunt achter de voet projecteert. De patiënt kan niet over het been komen zonder een kompenserende rompflexie (salutation).

12 Figuur 12. De dubbelstaafs peroneusorthese of C1200 beugel. Gewrichts- en ortheseassen In figuur 12 wordt een bij hemiplegiepatiënten nog veelvuldig toegepaste enkelvoetorthese getoond: de dubbelstaafsperoneusbeugel, ook wel genoemd de C1200 beugel. Deze orthese heeft twee vaste scharnierassen aan weerszijde van het enkelgewricht. Aangezien beide staven juist onder de knie door een stugge band met elkaar verbonden zijn, moeten beide staven bij bewegingen in de enkel gelijktijdig om de aangegeven as bewegen. Tegelijkertijd moet de voet ten opzichte van het onderbeen om de eigen gewrichtsassen van het enkelgewricht bewegen. Hierbij stuiten we op een algemeen probleem bij orthesen (en prothesen) welke bewegen om vaste assen. Alleen wanneer de assen van dergelijke hulpmiddelen en die van het gewricht precies "samenvallen", dus in elkaars verlengde liggen, is er tussen de lichaamsdelen en de orthese of prothese geen sprake van wringing, wrijving of drukpunten. Wanneer de assen niet precies samenvallen treden deze verschijnselen altijd in zekere mate op, afhankelijk van de grootte van het verschil in positie van beide assen. Ter verduidelijking bezien we figuur 13. Hierin wordt het enkelgewricht voorgesteld als bewegend om (vaste) as E en de orthese om as S. Figuur a geeft de uitgangspositie aan, figuur b een dorsaalflexie en figuur c een plantair flexie in het enkelgewricht. De as van de orthese (S) is in dit voorbeeld achter en boven de as van het enkelgewricht geplaatst. De gestippelde pijl geeft de oorspronkelijke positie van de band van de orthese aan ten opzichte van het onderbeen. De getrokken pijl geeft de positie aan na de dorsaal of plantair flexie. Figuur 13. Verplaatsing van een orthese ten opzichte van het onderbeen bij niet samenval lende assen. E = as van het enkelgewricht. S = scharnieras van de orthese. O = onderbeen. P = peroneusorthese. Gestippelde pijl: oorspronkelijke positie (a). Getrokken pijl: positie na dorsaal fexie (b) en plantairflexie (c).

13 Zowel na plantair als dorsaalflexie blijkt de band ten opzichte van het onderbeen te zijn verschoven. Tevens is er in dit voorbeeld, met name na dorsaalflexie, sprake van een kanteling van de band ten opzichte van het onderbeen. Dit is goed te zien aan de verschillende posities in de lengterichting van de orthese en het onderbeen, waarbij bedacht moet worden dat de band niet kan kantelen ten opzichte van de zijstang. Hierdoor ontstaat ter plaatse van de vooronderzijde van de band een drukbelasting op de voorkant van het onderbeen (D1) en ter plaatse van de achterbovenzijde van de band een drukbelasting op de achterzijde van het onderbeen (D2) (figuur 14). Beide fenomenen leiden tot irritatie en ongemak bij de gebruiker. Bij de hemiplegiepatiënt kan deze irritatie gemakkelijk leiden tot verhoging van een aanwezig spasme waardoor het looppatroon nadelig wordt beïnvloed. Figuur 14. Detail van figuur 13b. Door de kanteling van de bevestigingsband ontstaan drukpunten op het onderbeen (D1 en D2). Elke andere positie van de as van de beugel (achter-laag, voorhoog en voor-laag), leidt tot soortgelijke irritaties. Het probleem zou sterk verminderd kunnen worden indien bij het aanmeten van de orthese de scharnieren van de beugel zo precies mogelijk in het verlengde van de "natuurlijke" gewichtsassen zouden worden geplaatst. Hier stuiten we echter op een tweetal problemen. Ten eerste veranderen in alle gewrichten de gewrichtsassen per positie van plaats en van richting: geen enkel gewricht beweegt om een vaste as!. Voor de gewrichten van de enkel en voet is dit uitvoerig beschreven door o.a. van Langelaan (8). Dit betekent dat de as van bijvoorbeeld een enkelorthese en die van het enkelgewricht in hooguit één positie kunnen samenvallen en er dus in alle andere posities sprake is van een grotere of kleinere afwijking. Ten tweede lopen de gewrichtsassen zelden of nooit zuiver in een van de descriptief anatomische vlakken (sagittaal, frontaal en transversaal), terwijl de assen van orthesen en prothesen meestal wel loodrecht op deze vlakken worden geplaatst. In figuur 15 wordt dit weergegeven. De assen van de C1200 beugel zijn horizontaal, dus loodrecht op het sagittale vlak geplaatst (figuur 15a). De assen van het enkelgewricht verlopen echter ongeveer op de wijze zoals aangegeven in figuur 15b: dus van lateraal achteronder naar mediaalvoorboven (2). Figuur 15. a.horizontaal verlopende as door de scharnieren van de C1200beugel. b.as van lateraalachterlaag naar mediaalvoorhoog van het enkelgewricht.

14 De funktionele betekenis van deze asligging valt wellicht af te leiden uit de baan die het zwaartepunt van het lichaam moet maken tijdens het gaan. Immers, bij het overbrengen van het gewicht van bijvoorbeeld het linker naar het rechter been in de bipedale fase moet het lichaamszwaartepunt naar voren en naar rechts worden gebracht. De asligging zorgt ervoor dat het vrijwel gestrekte rechterbeen met daarbovenop de romp "automatisch" in deze richting wordt gebracht. In de linker enkel wordt gelijktijdig een plantairflexie uitgevoerd: de afzetfase. Dezelfde asligging zorgt er hier voor dat het linker onderbeen gelijktijdig juist naar mediaal (dus eveneens naar rechts wordt bewogen), zodat het lichaam in de juiste richting wordt bewogen om het zwaartepunt boven de rechtervoet te brengen. Met behulp van een model proberen we te verduidelijken wat de konsekwentie is van dit verschil in asrichting tussen orthese en enkelgewricht. In figuur 16a wordt het rechter onderbeen voorgesteld door de staaf O en de C1200beugel door de staaf P, beide in de rechtopstaande stand, van achter bezien. In figuur 16b wordt de situatie voorgesteld na een dorsaalflexie in de enkel. De staaf van de peroneusbeugel P heeft om een frontale as bewogen, dus zuiver in het sagittale vlak. De beweging van het onderbeen O om de scheef verlopende as wijkt hiervan principieel af. Ten opzichte van de lichaamsvlakken voert het onderbeen de volgende bewegingskombinatie uit: dorsaalflexie + valgiseren + endoroteren. Het onderbeen nadert hierdoor aan de bovenkant de staaf van de beugel. Figuur 16. Model van het onderbeen (O), bewegend om een as als in figuur 15b, met een zijstang van de C1200beugel (P), bewegend om een horizontale as. a. Uitgangspositie. b. Situatie na dorsaalflexie. Het onderbeen (O) heeft een kanteling naar voren (dorsaalflexie) + een kanteling naar rechts (valgisering) + een linksomdraaiing (endorotatie) uitgevoerd. De staaf (P) heeft zuiver in het sagittale vlak bewogen. In werkelijkheid worden de stangen van de C1200beugel naar lateraal weggedrukt. Dit kan zover doorgaan dat de mediale staaf van de orthese tegen de mediale malleolus gaat drukken, zoals te zien is in figuur 17. In figuur 17a staat het been in plantairflexie in de enkel en is er een flinke afstand tussen de mediale malleolus en het mediale scharnier van de beugel. In figuur 17b staat de enkel in dorsaalflexie. Het onderbeen is naar lateraal gegaan en heeft de beugel naar die zijde weggedrukt. Hierdoor drukt het mediale scharnier nu tegen de mediale malleolus aan. Samenvattend kunnen we vaststellen dat de C1200beugel leidt tot verschuivingen van de orthese over de huid en drukpunten op verschillende delen van het onderbeen. Er is dan ook sprake van een fundamenteel onjuist ontwerp.

15 Figuur 17. Resultaat in de praktijk van de situatie zoals voorgesteld in figuur 16. a.onderbeen in plantairflexie. Het mediale scharnier (S) bevindt zich op ruime afstand van de mediale malleolus. b.onderbeen in dorsaalflexie. Het mediale scharnier (S) drukt tegen de mediale malleolus aan. Diskussie Om tijdens het gaan een funktioneel te lang been tegen te gaan moet de enkelvoet orthese voldoen aan twee tegengestelde funktieeisen. Het moet voldoende dorsaalflexie waarborgen tijdens de zwaaifase terwijl tijdens de standfase voldoende "afgeremde" plantairflexie in de enkel moet kunnen optreden. De grootte van de krachten zijn in de standfase echter zeer veel groter dan in de zwaaifase. De orthese zou dus een variabele weerstand moeten bezitten, afhankelijk van de zwaai of standfase. Daarbij komt dat de problematiek van een patiënt met een slappe parese fundamenteel anders is dan die van iemand met een spastische verlamming, zoals hierboven betoogd. Voor de fysiotherapeut ligt, gezien het voorgaande, vooral de taak om uit te maken of er sprake is van een "spastisch of een slap" gangpatroon. Aangezien bijvoorbeeld de positieve steunreaktie alleen optreedt in de belaste situatie komt de situatie naar onze ervaring nogal eens voor dat de patiënt in de zwaaifase een slappe doch in de standfase een spastisch gangpatroon vertoont. Het onderscheid tussen beide patronen is dan ook niet altijd eenvoudig te maken. Voor de ontwerper van orthesen ligt de taak een oefenorthese te ontwerpen waarvan de mate van dorsaalflexieweerstand eenvoudig is te variëren en zonder de grote nadelen van de C1200beugel. De fysiotherapeut kan dan op zijn beurt met behulp van een dergelijke oefenorthese de juiste weerstand voor een bepaalde patiënt proefondervindelijk bepalen, waarna een definitieve orthese kan worden aangemeten. Indien U mee wilt werken aan deze rubriek verzoeken wij U vriendelijk het hieronderstaande antwoordformulier voor 31 januari 1993 aan ons toe te zenden. In een volgende aflevering van dit tijdschrift zullen de gebundelde resultaten worden gepubliceerd. Wij danken U bij voorbaat voor Uw medewerking.

16 Vragenlijst 1.Wat is uw mening over de mate van verbetering in het gangpatroon van een patiënt met een hemiplegie indien deze wordt uitgerust met een enkelvoetorthese. 2.Aan welk type orthese geeft U de voorkeur? Ook indien U niet alle vragen heeft beantwoord, wordt U van harte uitgenodigd Uw antwoorden in te sturen aan: VERSUS antwoordnummer WB DEN HAAG (Een postzegel plakken is dus niet nodig). Wilt U Uw antwoorden toelichten? Graag! LITERATUUR 1.Basmajian J., Deluca C. Muscles alive. Williams & Wilkins (1985). 2.Inman V., Ralston H., Todd F. Human Walking Williams & Wilkins (1981). 3.Lehmann J., Ko M., delateur B. Knee moments: origin in normal ambulation and their modification by doublestopped anklefoort orthoses. Arch. Phys. Med. Rehab., vol. 63,(1982), p Prevo A. Over spastische parese en revalidatie. (diss.) VU Amsterdam, Krips Repro (1979). 5.Krijgsman F., Lagerberg A., Riezebos C. Reflexen bij hemiplegiepatienten. Versus, tijdschrift voor fysiotherapie, 7e jrg., no.1 (1989), p Rozendal R. Inleiding in de kinesiologie van de mens. Uitgeverij Stam Kemperman N.V. (1969). 7.Straaten J. van der. De activiteit van de spieren rond het kniegewricht tijdens het lopen op een trottoir roulant (een electromyografische studie). (diss.) Medische faculteit Rotterdam (1972). 8.Langelaan E.van A kinematical analysis of the tarsal joints. (diss.) RULeiden (1983).