Artykuły

2013 volume 5(3) pp. 6-12
Dodaj do ulubionych »

Ocena zakresu ruchów w stawie biodrowym i kolanowym u chorych po udarze mózgowym, poruszających się za pomocą zrobotyzowanego urządzenia wspomagającego chodzenie

Autorzy: Francois Haro, Sophie Tasseel-Ponche, Laurence Damamme, Eloise Szmatula, Thierry Albert, Alain P. Yelnik

2013-12-24.
urządzenie wspomagające chodzenie, udar, zakres ruchomości, chód

Cel: U pacjentów po przebytym udarze mózgu oceniano zmianę zakresów ruchomości stawów po zastosowaniu zrobotyzowanego urządzenia wspomagającego chodzenie – Lokohelp® .

Materiał i metody: Badanie przeprowadzono u 10 pacjentów, którzy w trakcie 10-minutowych sesji stosowali elektroniczne goniometry. Dane zebrano w 2. (M2), 5. (M5) i 8. (M8) minucie sesji. Analizie poddano wyprost i zgięcie stawu biodrowego i kolanowego zarówno po stronie z niedowładem, jak i po stronie zdrowej. Powtarzalność zbadano, analizując proces zmiany danych w czasie.

Wyniki: Najwyższy współczynnik wyniósł w zakresie wartości standardowych 60%. Wykazano utrzymywanie się zgięcia stawów po stronie sparaliżowanej. Jedynie u 37% pacjentów stwierdzono fizjologiczny wyprost stawu biodrowego, u 27% – prawidłowy wyprost stawu kolanowego, zaś u 23% – prawidłowe zgięcie stawu biodrowego. Amplitudy po stronie zdrowej miały bardziej charakter fizjologiczny, u 57% pacjentów stwierdzono wyprost stawu biodrowego mieszczący się w zakresie normy, u 53% natomiast – prawidłowy wyprost stawu kolanowego. Przeprost stawu kolanowego zaobserwowano jedynie po stronie zdrowej. Nie stwierdzono znaczących różnic w amplitudach pomiędzy dwiema stronami. Wyjątkiem jest wyprost stawu biodrowego (M2 p 0,06, M5 p 0,06 i M8 p 0,03). Stwierdzono dobry poziom powtarzalności danych z wyjątkiem tych, które odnoszą się do zdrowego stawu kolanowego.

Dyskusja: Wyniki można tłumaczyć niewystarczającym systemem odciążenia, brakiem czynnego uczestnictwa ze strony pacjenta (zwłaszcza w przypadku strony z niedowładem), niekontrolowanymi ruchami miednicy oraz dwiema cechami charakterystycznymi omawianego urządzenia: unieruchomieniem stawu skokowego w ortozach oraz ustaloną długością kroku. Wyniki kwestionują istnienie związku pomiędzy skutecznością przyrządów wspomagających chód a zakresem ruchu, który istotnie jest nimi spowodowany.

Wstęp

W przypadku pacjentów po przebytym udarze kluczową kwestią jest szybkie przywrócenie zdolności lokomotorycznych, co stanowi jeden z głównych celów rehabilitacji. W przypadku gdy jedną z konsekwencji udaru jest poważny niedowład, a zwłaszcza gdy jest on łączony z anestezją i/lub zaniedbaniem wizualno-przestrzennym, może dojść do trwałego pogorszenia zdolności samodzielnego poruszania się, co opóźnia rehabilitację chodu.

Współczesne koncepcje nauczania ruchu preferują podejście zadaniowo-specyficzne. W celu umożliwienia i rozpoczęcia intensywnej fizjoterapii możliwie najwcześniej, zaprojektowano i opracowano różne przyrządy, na przykład metodę treningu na bieżni ruchomej z odciążeniem ciała (ang. treadmill training with body weight suport  – BWS), co wpłynęło na późniejsze opracowanie zautomatyzowanego treningu chodzenia. Pomimo negatywnych wyników niektórych badań [1, 2], zwłaszcza w porównaniu z porównywalnym stopniem progresywnego treningu chodu przeprowadzanym pod okiem fizjoterapeuty (ang. overground gait training – OGT) [3], wielokrotnie osiągnięto interesujące wyniki [4, 5].

Ostatnie badanie przeprowadzone przez badaczy z centrum Cochrane pozostaje dość obiecujące, zwłaszcza w kontekście pacjentów po niedawno przebytym udarze lub tych, którzy nie są w stanie samodzielnie chodzić [6]. Aspektem biomechanicznym tego rodzaju treningu jest zakres ruchomości rozwijany przez kończyny dolne podczas zautomatyzowanego treningu chodu. Niewiele jest w prac badawczych na ten temat. Roboty w systemie egzoszkieletowym, na przykład takie jak Lokomat®®, umożliwiają wybór z góry ustalonych maksymalnych i minimalnych kątów ruchomości stawu biodrowego i kolanowego. Działanie innych rodzajów przyrządów elektromechanicznych skupia się na treningu stóp, przy czym w takim przypadku nie jest możliwa dokładna kontrola zakresu ruchomości. Pierwszy z przywoływanych wyżej przyrządów – Gait Trainer® – zaprojektowano w celu stymulacji optymalnego ruchu stawów biodrowego i kolanowego [4, 7]. Nie udało się jednak na podstawie uzyskanych z jego wykorzystaniem wyników opublikować pracy z zakresu biomechaniki.

Cel badania

Celem badania opisywanego w niniejszej pracy było dokonanie pomiaru zakresu ruchomości zazwyczaj osiąganego dzięki stosowaniu przyrządu Lokohelp®, który – podobnie jak Gait Trainer® – wywołuje chód poprzez trening stóp [8]. Według projektanta, dzięki przyrządowi można bez trudu zapewnić prawidłowy wyprost stawu biodrowego pod koniec fazy podparcia, co może okazać się korzystne w kategoriach stymulacji rdzeniowego generatora chodu [9].   

 Materiał i metoda 

 Trening chodu za pomocą Lokohelp®®


Lokohelp® (CE1023 CEE 93/42) to elektromechaniczny trener chodu (Lokobasic®)  z częściowym odciążeniem ciała (Venus®) przytwierdzonym do bieżni mechanicznej (Woodway®). Symulację chodu osiąga się dzięki dźwigniom umieszczonym po obu stronach przyrządu (Pedago®), który imituje fazy podparcia i przenoszenia w sekwencyjnie dokładny sposób; długość kroku jest stała (500 mm). Pacjent jest zabezpieczany specjalną uprzężą, częściowo odciążającą ciało. Stopy utrzymuje się za pomocą ortozy, przy czym kąt stawu skokowego jest z góry ustalony i wynosi 90°. Ortoza jest przytwierdzona do bocznych dźwigni. Ruchomość miednicy podlega kontroli dzięki linom przytwierdzonym do bocznych i przednich drążków, za które pacjent może się chwytać. Wsparcie fizyczne (na przykład w celu kontroli wyprostu stawów kolanowego czy biodrowego w fazie podparcia) zapewnia się pod kątem indywidualnych potrzeb pacjentów. W przypadku niewłaściwego postawienia stopy system bezpieczeństwa zatrzymuje pracę elektromechanicznego trenera chodu. W badaniu opisywanym w niniejszej pracy, pacjenta początkowo udało się – dzięki przyrządowi BWS – odciążyć o 20%. Inaczej sytuacja wygląda w przypadku pacjentów z poważniejszymi problemami – tu bowiem należy w większym stopniu dążyć do odciążania ciała. Jest to istotne w celu osiągnięcia sprawniejszego cyklu chodu do momentu skutecznego zaktywowania wyprostu stawu kolanowego.  

Procedura


Ustalono prędkość (1km/godz.) w płaszczyźnie horyzontalnej. Podczas pierwszej sesji zebrano pomiary kończyny dolnej z niedowładem, a 48 godzin później w podobny sposób postąpiono ze zdrową kończyną dolną.  Każdą 10-minutową sesję chodu podzielono na 3 1-minutowe fazy zapisu przeprowadzone w 2. (M2), 5. (M5) oraz w 8. minucie sesji (M8).  

Pomiary

Kąty stawów zmierzono przy użyciu dwóch dwuosiowych elektronicznych goniometrów Biometrics® (SG 150 CE 0120) z częstotliwością akwizycji wynoszącą 100 Hz.  Wykazano, że powtarzalność jest lepsza niż ±1°, a ich "błąd pomiaru" wynosi ±2°. Pomiaru dokonano nad kątem 90° z pozycji neutralnej [10]. Goniometry przytwierdzono w środkowym miejscu połączenia stawu biodrowego ze stawem kolanowym, odpowiednio w tylnej krawędzi krętarza oraz w bocznej nadkłykci stawu kolanowego. Akwizycję danych przeprowadzono za pomocą programu DataLink®. Każdy 1-minutowy zapis składał się z 16 cykli chodu. Lokalne minima i maksima reprezentowały odpowiednio dolne i górne wartości goniometryczne dla każdego cyklu chodu (ryc. 1).

Rycina 1. Przykład danych goniometrycznych w odniesieniu do stawu biodrowego, zapisanych w ciągu 1 minuty. Minima to takie punkty na wykresie, w którym punkty po każdej stronie mają większą wartość, mimo istnienia innego punktu, z mniejszą wartością. Maksima to takie punkty na wykresie, gdzie punkty po obu stronach mają mniejszą wartość, mimo istnienia innego punktu, o większej wartości.

Zakresy ruchomości określono przy użyciu średnich wartości lokalnych minimów i maksimów, które reprezentowały odpowiednio wyprost i zgięcie każdego stawu. Minima i maksima zdefiniowano jako najniższe i najwyższe minima i maksima lokalne.  Wyprost kolana równy 5° lub wyższy od tej wartości wskazywał na tak zwany przeprost. Fizjologiczne zakresy ruchomości określono następująco: w przypadku zgięcia stawu biodrowego – od 25° do 35°, zaś w przypadku wyprostu – 0° do 10°; w przypadku zgięcia stawu kolanowego  – od 65° do 75°, zaś w przypadku jego wyprostu: od -5° do 5° [11]. W przypadku nieuwzględnienia minimów i maksimów lokalnych w zakresach fizjologicznych cały zapis uznawano za nieprawidłowy. Wyniki analizowano na podstawie dwóch rodzajów danych: średnich amplitud maksimum i minimum lokalnego oraz wartości procentowych oznaczających osoby badane mieszczące się w zakresach fizjologicznych. Powtarzalność cyklu chodu pomiędzy różnymi fazami zapisu (M2,M5 i M8) analizowano na podstawie  wartości średnich i odchyleń standardowych obliczonych dla  minimów i maksimów lokalnych.

Pacjenci

Kryteria włączenia do badania były następujące: wiek powyżej 18. roku życia i obecność niedowładu  połowiczego wynikłego na skutek pierwszego w życiu udaru mózgu – bez względu na dotkniętą stronę, miejsce i przyczynę. Nie włączano pacjentów, którzy wcześniej przechodzili choroby neurologiczne i choroby ortopedyczne kończyn dolnych, ani cierpiących na poważne zaburzenia zdolności rozumowania. Pasywne zakresy ruchomości musiały wynosić co najmniej 5°  w przypadku wyprostu oraz 70° w przypadku zgięcia stawu biodrowego, a także 0° w przypadku wyprostu stawu kolanowego oraz 90° w przypadku jego zgięcia. Zapisano dane dotyczące wieku, wysokości i masy ciała osób badanych. Kontrolę motoryczną oceniono przy użyciu skali Fugl Meyera [12]. Czucie epikrytyczne i proprioceptywne określono całościowo dla całej kończyny dolnej. W przypadku poważnych zaburzeń przyznawano wartość 0, w przypadku nieznacznych – 1, zaś w przypadku sytuacji prawidłowej – 2. Pacjentów podzielono i zaszeregowano do dwóch kategorii: osób z czuciem prawidłowym lub nieznacznie upośledzonym (0–2) oraz  osób z czuciem poważnie upośledzonym (3–4). Spastyczność mięśni czterogłowych, przywodzicieli uda i mięśnia trójgłowego łydki oceniono za pomocą zmodyfikowanej skali Ashworth [13]. W ten sposób uzyskano wynik całkowity, który wynosił od 0 do 15.  Następnie ponownie zaszeregowano pacjentów do dwóch kategorii: z nieobecną bądź umiarkowaną spastycznością (0–9) oraz z poważną spastycznością (10–15). Za pomocą kategorii FAC (ang. functional ambulation category) [14] sklasyfikowano pacjentów na podstawie ich zdolności chodzenia, którą określano jako słabą (0–4) lub dobrą (5–8). W przypadku afazji i zaniedbania wizualno-przestrzennego stwierdzano jedynie, czy są one obecne czy też nie. Dokonano tego na podstawie rutynowo przeprowadzanej oceny, będącej badaniem niezależnym od tego, które realizowano na oddziale.   

 Analiza statystyczna


 Skrótowej charakterystyki pacjentów dokonano na początku za pomocą statystyki opisowej. Określono wartości średnie i odchylenia standardowe dla minimów i maksimów lokalnych trzech faz zapisu (M2, M5, i M8) w odniesieniu do każdego stawu. Aby zweryfikować normalność rozkładu, zastosowano test Shapiro-Wilka. W celu porównania wyników zgodnie ze stroną części ciała lub z fazami zapisu zastosowano sparowany test t, którego użyto w odniesieniu do danych prawidłowych oraz test Wilcoxona dla par obserwacji, którego użyto w odniesieniu do danych o charakterze nieparametrycznym. Porównano zakresy ruchomości u pacjentów z normami, stronę z połowiczym niedowładem ze stroną zdrową oraz powtarzalność wyników pomiędzy trzema fazami M2, M5 i M8. Pierwszy poziom istotności ustalono jako p < 0,05. Wszystkich obliczeń dokonano za pomocą oprogramowania konfekcjonowanego GraphPad Prism® V6.02. Opisywane w niniejszej pracy badanie prospektywne obejmowało zarówno badanie obserwacyjne kliniczne, jak i rutynową opiekę nad pacjentami. Wszyscy pacjenci mieli ukończony 18. rok życia, udzielili ustnie świadomej zgody na udział w badaniu i uczestniczyli w sesjach programu rehabilitacyjnego zgodnie z zasadami Deklaracji Helsińskiej.  

Wyniki

Charakterystykę kliniczną pacjentów podano w tabeli 1.

Tabela 1. Cechy kliniczne 10 pacjentów z niedowładem połowiczym W przypadku danych ilościowych podano zakres: wartość średnia ± odchylenie standardowe. W przypadku danych jakościowych podano liczbę osób badanych (z 10 uczestników badania).

 Zakresy ruchomości i odchylenia standardowe pacjentów w fazach M2, M5 oraz M8 – jako wartości uśrednione i odchylenia standardowe wszystkich 10 uczestników – przedstawiono w tabeli 2 (w odniesieniu do biodra) i w tabeli 3 (w odniesieniu do kolana).  

Tabela 2. Indywidualne dane dotyczące maksimów i minimów lokalnych w odniesieniu do stawu biodrowego Dane zebrano w każdej 1-minutowej fazie zapisu: w 2. (M2), 5. (M5) oraz 8. minucie sesji (M8). W ostatnim wierszu zawarto wartości średnie i odchylenia standardowe w każdej fazie zapisu i dla wszystkich osób badanych.

 Tabela 3. Indywidualne dane dotyczące maksimów i minimów lokalnych w odniesieniu do stawu kolanowego Dane zebrano w każdej 1-minutowej fazie zapisu: w 2. (M2), 5. (M5) oraz 8. minucie sesji (M8). W ostatnim wierszu zawarto wartości średnie i odchylenia standardowe w każdej fazie zapisu i dla wszystkich osób badanych.

Zakres ruchomości w porównaniu z danymi fizjologicznymi W przypadku każdej fazy zapisu (M2, M5 oraz M8) poza fizjologicznym zakresem ruchomości umieszczano co najmniej jedno minimum lub maksimum lokalne. Jeśli chodzi o daną amplitudę maksymalnie 60% pacjentów zmieściło się w zakresie wartości standardowych (tabela 4).

Tabela 4. Wartości procentowe dotyczące osób badanych wraz ze średnimi zakresami ruchomości mieszczącymi się w zakresie wartości standardowych

W przypadku stawu biodrowego wartości średnie były niższe od wartości standardowych w odniesieniu do strony nie dotkniętej niedowładem oraz w odniesieniu do wyprostu strony dotkniętej niedowładem. Jeśli chodzi o stronę dotkniętą niedowładem, wartości uśrednione zmieściły się w zakresie wartości standardowych, pomimo że zamaskowaniu uległo wiele wartości ekstremalnych. Jedynie u 37% pacjentów stwierdzono wyprost stawu biodrowego po stronie dotkniętej niedowładem. Wyprost po stronie niedotkniętej niedowładem natomiast wykazano u ponad 57% pacjentów (tabela 4). Jeśli chodzi o zgięcie, wartości średnie strony dotkniętej niedowładem zmieściły się w zakresie wartości standardowych (tabela 2), jednak i w tym przypadku zamaskowały one wiele wartości ekstremalnych, oscylujących między 8° to 48°. Jedynie w przypadku 23% osób badanych można mówić o zmieszczeniu się w zakresie wartości standardowych. W przypadku strony zdrowej wartości średnie były niższe od wartości standardowych, co odzwierciedla niedostateczne zgięcie stawu biodrowego. Nie stwierdzono tutaj wartości ekstremalnych, które zaobserwowano w przypadku strony dotkniętej niedowładem. W przypadku kolana wartości uśrednione pozostały w zakresie wartości fizjologicznych odpowiadających zgięciu – ale nie wyprostu – strony dotkniętej niedowładem i pozostającej zgiętą. Wartości średnie zgięcia maskują niektóre wartości ekstremalne oscylujące między 49° do 76° w przypadku strony zdrowej i między 57° do 88° w przypadku strony dotkniętej niedowładem. W przypadku wyprostu zakresy ruchomości mieszczące się w normie po stronie zdrowej stwierdzono u 53% pacjentów, w przypadku strony dotkniętej niedowładem zaś jedynie u 27% osób badanych.  Nie wykazano wystąpienia przeprostu po stronie dotkniętej niedowładem, jednak u połowy osób badanych pojawiło się ono w którymś momencie po stronie zdrowej (tabela 3). Uśredniając, wyprost kolana zbliżał się do 0° (M2 = 0,6°, M5 = 2,5°, M8 = 2,9°) po stronie zdrowej, jednak po stronie dotkniętej niedowładem pozostawał on w dużym stopniu niedostateczny (M2 = 17,2°, M5 = 13,2°, M8 = 13,7°). Ogólnie rzecz biorąc, zakresy ruchomości różniły się od wartości fizjologicznych, zwłaszcza po stronie dotkniętej niedowładem. 

 Porównanie zakresu ruchomości pomiędzy zdrowymi kończynami i  kończynami dolnymi z niedowładem

 Wyprost stawu biodrowego był większy po stronie zdrowej w porównaniu ze stroną dotkniętą niedowładem. Wartości w odniesieniu do poszczególnych faz zapisu przedstawiają się następująco: w fazie M2 odpowiednio M2 -2,3° vs. 5,6° (p = 0,06), w fazie M5 -3,1° vs. 4,8° (p = 0,06), zaś w fazie M8 -3,7° vs. 4,4° (p = 0,03) (tabela 2). Zgięcie stawu biodrowego i wyprost stawu kolanowego różniły się jedynie na początku fazy zapisu M2 (odpowiednio ZKD 23,4°/ SKD 31,6° oraz ZKD 0,6°/ SKD 17,25°, p = 0,04). Nie stwierdzono znaczącej różnicy w przypadku zgięcia stawu kolanowego (tabela 3). Ogólnie rzecz biorąc, poza kwestią wyprostu stawu biodrowego, zakresy ruchomości po obu stronach pozostawały takie same.  

Powtarzalność


Badanie wartości średnich w odniesieniu do zakresów ruchomości nie wykazuje różnic następujących w czasie. Wyjątkiem jest staw kolanowy po stronie zdrowej. Zgięcie stawu kolanowego uległo zmianie pomiędzy fazami M2 i M5 (p = 0,01) oraz pomiędzy fazami M2 i M8 (p = 0,04), wyprost natomiast różnił się pomiędzy fazami M2 i M5 (p = 0,01) oraz pomiędzy fazami M2 i M8 (p = 0,001). Analiza odchylenia standardowego nie wykazała istotności różnicy. Konkludując, cykle chodu – z wyjątkiem zdrowego stawu kolanowego –  były powtarzalne.  

Dyskusja


Celem badania było dokonanie oceny zakresów ruchomości stawów biodrowego i kolanowego u pacjentów po udarze mózgu w momencie, gdy poruszali się oni za pomocą elektromechanicznego trenażera chodu Lokohelp®. Założono porównywalność amplitud z tymi, które obserwuje się w chodzie fizjologicznym. Wyniki analizowano na podstawie dwóch rodzajów danych: średnich amplitud maksymalnych oraz wartości procentowych oznaczających osoby badane mieszczące się w zakresach fizjologicznych. Wyniki mogą się wydawać pozornie sprzeczne, ponieważ kategorie biorą pod uwagę wartości ekstremalne, które z kolei są eliminowane przez wartości średnie. Dlatego przydatne są oba rodzaje wartości. Główny wynik ogólny mówi o tym, że amplitudy stawów biodrowego i kolanowego były zwykle niższe od fizjologicznych. Liczba pacjentów mieszczących się w zakresach fizjologicznych jest raczej niewielka i waha się po stronie dotkniętej niedowładem od 23% w odniesieniu do zgięcia stawu biodrowego do 57% w odniesieniu do zgięcia stawu kolanowego. Istotną kwestią jest fakt, że u większości pacjentów nie stwierdzono po stronie dotkniętej niedowładem wyprostu stawu biodrowego, który wydaje się odgrywać kluczową rolę w wytwarzaniu centralnego wzorca lokomocyjnego [9].  Stwierdzono także, iż kolano pozostawało często w stanie zgięcia, ale bez możliwości wykonania ruchu wyprostu (w 73% przypadków strony dotkniętej niedowładem).

Mimo zaobserwowania różnic pomiędzy stroną zdrową i dotkniętą niedowładem ich istotność statystyczną stwierdzono jedynie w przypadku wyprostu biodra. Wykazano, że wyprost stawów biodrowego i kolanowego po stronie dotkniętej niedowładem, w przeciwieństwie do strony zdrowej, jest niedostateczny. Przedstawione wyniki można wyjaśnić na różne sposoby. Po pierwsze, pacjent, aby osiągnąć amplitudy maksymalne, musi wykonywać aktywne ruchy. W przypadku pacjentów z bardziej zaawansowanym niedowładem tego typu aktywne ruchy, rzecz jasna, dotyczyły strony zdrowej i pociągały za sobą jej potencjalną nadaktywność – strona dotknięta niedowładem poddawana była przeważnie treningowi biernemu. Ujęcie ilościowe aktywności mięśniowej w obszarze elektromiografii powierzchniowej umożliwia skuteczne zbadanie związku pomiędzy zakresami ruchomości a partycypacją nerwowo mięśniową pacjenta. Po drugie, pasywny wpływ na wyprost stawów biodrowego i kolanowego jest wywierany przez przyrząd BWS. Niestety nie monitorowano tego w badaniu opisywanym w niniejszej pracy. Po trzecie, jednym z ograniczeń omawianego przyrządu jest ustalona długość i szerokość kroków, bez względu na wzrost i masę ciała pacjenta. Po czwarte, wydaje się, że dźwignie nie zapewniają dostatecznej kontroli miednicy, a pacjenci mogą przez to wypracować kompensacje. Po piąte, przyrząd nie umożliwia żadnego ruchu w stawie skokowym, co oznacza mechaniczne wywoływanie nadmiernego wyprostu kolana, choć należy zaznaczyć, że zaobserwowano to jedynie po stronie zdrowej. Fizjoterapeuta czuje się w obowiązku czuwania nad ruchem pacjenta, aby zapobiec rotacji miednicy i uniknąć przeprostu stawu kolanowego, który po stronie dotkniętej niedowładem może powodować ból, zaś po stronie zdrowej – ujawniać kompensacje.  Jeśli chodzi o 3 zapisy przeprowadzone podczas tej samej sesji, stwierdzono wysoką powtarzalność wyników. Nie zaobserwowano zmian amplitudowych, które można przypisywać albo zmęczeniu, albo zwiększającej się spastyczności podczas sesji. Na wyniki mogą wpłynąć pewne błędy metodologiczne. Próba była niewielka, a charakterystyka pacjentów nie do końca homogeniczna, mimo że główne kryterium włączenia w tej kategorii pacjentów po niedawno przebytym udarze obejmowało konieczność stosowania elektromechanicznego trenera chodu.

Pomiary przeprowadzone za pomocą goniometrów mogły zostać zmienione przez okazjonalnie występującą trudność znajdowania konkretnej pozycji i, być może, przez ruchomość samych goniometrów podczas realizacji treningu. Kontrolę odciążenia ciała można było usprawnić, stosując elektroniczne dynamometry, dzięki którym można byłoby zbadać związek pomiędzy wartością procentową oznaczającą odciążenie ciała a zakresem ruchomości. Z powodu wspomnianej niedostatecznej kontroli miednicy mogło dojść do absorpcji niektórych amplitud przez inne amplitudy. Jeśli natomiast chodzi o zaobserwowany w badaniu niedostateczny wyprost stawu biodrowego może on być także spowodowany pozycją BWS w odniesieniu do całego trenażera. W dalszych badaniach relatywna pozycja BWS powinna zostać dostosowywana indywidualnie dla każdego pacjenta, zgodnie z pożądanym wyprostem stawu biodrowego. Wyniki badania kwestionują istnienie potencjalnego związku przyczynowego pomiędzy rzeczywiście wywołanymi zakresami ruchomości a skutecznością przyrządów wspomagających chodzenie. 

Niewiele informacji na ten temat można znaleźć w dostępnej literaturze, zwłaszcza w odniesieniu do pacjentów po przebytym udarze i trenujących chodzenie za pomocą przyrządu Lokohelp®. Wśród zdrowych osób badanych zaobserwowano istotne różnice w zakresie zarówno przestrzennych, jak i czasowych właściwości większości mięśni w kończynach dolnych. Obserwacji dokonano za pomocą elektromiografii powierzchniowej i goniometrów zarówno w odniesieniu do chodzenia na bieżni, jak i chodzenia przy użyciu urządzenia Lokomat® [15]. Inni autorzy stosujący do pomiaru elektrogoniometry zaobserwowali u pacjentów z uszkodzeniem rdzenia kręgowego i trenujących za pomocą urządzenia eliptycznego Lokohelp® pełniejsze zgięcie stawów biodrowego i kolanowego. Zaobserwowali też, że kinematyka chodu przy użyciu egzoszkieletowego przyrządu Lokomat® jest zbliżona do normalnych wzorców chodu. Co ciekawe, w warunkach treningu wzorce EMG były podobne [16]. Wykazano, że u osób badanych po przebytym udarze średnie kąty stawów tworzone przez obie kończyny podczas wykonywania ruchu przy użyciu przyrządu Lokomat® są podobne do tych, które występują u osób zdrowych, co nie dziwi, ponieważ trenażer Lokomat® prowadzi pacjentów przez ustalony wzorzec kinematyczny [17]. Wzorce kinetyczne jednak – pomimo wystąpienia wspólnych fizjologicznych wzorców kinematycznych – były wyraźnie różne i typowe dla stosowanej przez osoby badane strategii unoszenia stawu biodrowego i obwodzenia.


Wnioski

Z przeprowadzonego badania wynika, że zakres ruchomości kończyn dolnych był na niższym poziomie niż w przypadku chodu fizjologicznego – wyjątkiem były zdrowe stawy kolanowe, w których przypadku zaobserwowano nadmierny wyprost. Nie stwierdzono wystąpienia wyprostu stawu biodrowego, który – jak się oczekuje – powinien przyczynić się do wytworzenia wzorca lokomocyjnego. Ponadto wykazano, że nauka chodu pod okiem fizjoterapeuty nie musi być skuteczniejsza, jeśli chodzi o odtworzenie fizjologicznego zakresu ruchu, zwłaszcza gdy mowa o pacjentach z poważnymi zaburzeniami lokomotorycznymi. Te obserwacje prowadzą do zakwestionowania potencjalnego związku przyczynowego pomiędzy zastosowaniem przyrządów wspierających naukę chodzenia a istotnie wywołanymi zakresami ruchomości. Nie jest jasne, jak stwierdził Hidler [15], czy dodatkowy stopień swobody istotnie wpływa korzystnie na funkcjonalną zdolność chodzenia u osób z urazami neurologicznymi. Aby zweryfikować czy skuteczność tego rodzaju treningu chodu zależy od zwiększenia amplitud  ruchów w kończynie dolnej, potrzebnych jest więcej badań w tym zakresie.

Piśmiennictwo

1. Hilder J, Nichols D, Pellicio M, Brady K, Campbell DD, Kahn JH, Hornby TG: Multicenter randomized clinical trial evaluating the effectiveness of the Lokomat® in subacute stroke. Neurorehabil Neural Repair 2009; 23(1): 5–13

2. Kelley CP, Childress J, Boake C, Noser EA: Over-ground and robotic-assisted locomotor training in adults with chronic stroke: a blinded randomized clinical trial. Disabl Rehabil Assist Technol 2013; 8: 161–168.

3. Dobkins B, Duncan P: Should body weight-supported treadmill training and robotic-assistive steppers for locomotor training trot back to the starting gate? Neurorehabil Neural Repair 2012; 26: 308–317.

4. Werner C, Von Frankenberg S, Treig T, Konrad M, Hesse S: Treadmill training with partial body weight support and an electromechanical gait trainer for restoration of gait in subacute stroke patients. A randomized crossover study. Stroke 2002; 33: 2895–2901.

5. Schwartz I, Sajin A, Fisher I, Neeb M, Shochina M, Latz-Leurer M, Meiner Z: The effectiveness of locomotor therapy using robotic-assisted gait training in subacute stroke patients: a randomized controlled trial. PMR. 2009;1: 516–523.

6. Mehrholz J, Elsner B, Werner C, Kugler J, Pohl M: Electromechanical-assisted training for walking after stroke. Cochrane Database Syst Rev 2013;7: CD006185 (DOI: 10.1002/14651858. CD006185.pub3).

7. Hesse S, Schattat N, Mehrholzb J, Werner C: Evidence of end-effector based gait machines in gait rehabilitation after CNS lesion. Neurorehabilitation 2013: 20.

8. Freivogel S, Schmalohr D, Mehrholz J: Improved walking ability and reduced therapeutic stress with an electromechanical gait device. J Rehabil Med 2009; 41:734–739.

9. MacKay-Lyons M: Central Pattern Generation of Locomotion A review of evidence.Phys Ther2002; 82: 69–83.

10. Goniometer and torsiometer, New gonio manual. Biometrics Ltd.14.

11. Perry J: Gait analysis: normal and pathological function. NJ; Slack Int 1992.

12. Fugl Meyer AR, Jaasko L, Leyman I, Olsson S, Steglind S: The post-stroke hemiplegic patient, I: a method for evaluation of physical performance. J Rehabil Med 1975; 7:13–31.

13. Bohannon RW, Smith MB: Interrater reliability of a modified Ashworth scale of muscle spasticity. Phys Ther 1987; 67: 206–207.

14. Brun V, Mousbeh Z, Jouet Pastre B, Benaim C, Kunnert JE, Dhoms G: Evaluation clinique de la marche de l'hémiplégique vasculaire : proposition d'une modification de la Functional Ambulation Classification (FAC). Ann Readaptation Med Phys 2000;43: 1–48.

15. Hidler JM, Wall AE: Alterations in muscle activation patterns during robotic-assisted walking. Clin Biomech 2005; 20: 184–193.

16. Hornby TG, Kinnaird CR, Holleran CL, Rafferty MR, Rodriguez KS, Cain JB: Kinematic, muscular, and metabolic responses during exoskeletal-, elliptical-, or therapist-assisted stepping in people with incomplete spinal cord injury. Phys Ther 2012; 92: 10; 1278–1293.

17. Neckel ND, Blonien N, Nichols Dand Hidler J: Abnormal joint torque patterns exhibited by chronic stroke subjects while walking with a prescribed physiological gait pattern. J Neuro Engineering Rehabil 2008; 5:19.

oceń artykuł

01234
01234
01234

Dodaj komentarz


PJRR-TV

Narzędzia