Podbierz PDF

Artykuł oryginalny
Ocena zakresu ruchów w stawie biodrowym i kolanowym
u chorych po udarze mózgowym, poruszających się za pomocą
zrobotyzowanego urządzenia wspomagającego chodzenie
François Haro1(A, B, D, E, F), Sophie Tasseel-Ponche1, 2(A-F), Laurence Damamme1(A, B), Eloïse Szmatula1(B, C),
Thierry Albert3(A, B), Alain P. Yelnik1, 4(A, B, D, E, F)
1
2
PMR Department, GH St Louis Lariboisière – F. Widal, AP-HP, Paris Diderot University, Francja
PMR Department, CHU d’Amiens, UPJV Faculty of Medicine, Avenue Laennec Salouel, Francja
3 PMR Department, CMPR de Bobigny, Francja
4 CESeM (Centre d’Etude de la Sensorimotricité), Université Paris Descartes – CNRS, Francja
Adres do korespondencji:
Alain P. Yelnik
PMR Department, GH St Louis Lariboisière – F. Widal, AP-HP, Paris Diderot University 200 rue du Faubourg Saint Denis,
75475 Paris Cedex 10, France,
tel.: 33 1 40 05 42 05, fax: 33 1 40 05 48 51,
e-mail: [email protected]
STRESZCZENIE
Cel: Ocena zmiany zakresu ruchomości stawów u pacjentów po przebytym
udarze mózgu po zastosowaniu zrobotyzowanego urządzenia wspomagającego chodzenie Lokohelp®
Materiał i metody: Badanie przeprowadzono u 10 pacjentów, u których
w trakcie 10-minutowych sesji stosowano elektroniczne goniometry. Parametry oceniano w 2. min (M2), 5. min (M5) i 8. min (M8) sesji. Analizie poddano wyprost i zgięcie stawu biodrowego i kolanowego zarówno po stronie
z niedowładem, jak i po stronie zdrowej. Ponadto dokonano oceny powtarzalności wyników pomiaru w czasie.
Wyniki: Najwyższy współczynnik w zakresie wartości standardowych wyniósł 60%. Po stronie niedowładu dominowało utrzymywanie się zgięcia
w stawach. Jedynie u 37% pacjentów stwierdzono fizjologiczny wyprost stawu biodrowego, natomiast u 27% – prawidłowy wyprost stawu kolanowego, zaś u 23% – prawidłowe zgięcie stawu biodrowego. Po stronie zdrowej
ustawienie stawów miało najczęściej charakter fizjologiczny. U 57% pacjentów
stwierdzono wyprost stawu biodrowego mieszczący się w zakresie normy,
a także u 53% – prawidłowy wyprost stawu kolanowego. Przeprost stawu
kolanowego obserwowano jedynie po stronie zdrowej. Nie stwierdzono znaczących różnic zakresu ustawienia stawów pomiędzy porównywanymi stronami, z wyjątkiem stwierdzenia patologicznego wyprostu stawu biodrowego
M2 (p = 0,06), M5 (p = 0,06) i M8 (p = 0,03). Powtarzalność wyników była
prawidłowa, z wyjątkiem badań dotyczących zdrowego stawu kolanowego.
Dyskusja: Uzyskane wyniki mogą potwierdzać obserwowane u pacjenta niewystarczające dociążenie chorej strony, brak aktywnego uczestnictwa w ruchu
(zwłaszcza po stronie niedowładu), niekontrolowane ruchy miednicy. Potwierdza to również obserwowane charakterystyczne dla tego urządzenia dwie cechy, tj. unieruchomienie stawu skokowego pacjenta w ortozie oraz ustalona
długość kroku. Uzyskane w badaniu dane poddają w wątpliwość skuteczność
przyrządów wspomagających chód w modyfikacji zakresu ruchomości stawów.
Słowa kluczowe: przyrząd wspomagający chodzenie, udar, zakres ruchomości, chód
Wstęp
Współczesne koncepcje nauczania ruchu preferują podejście
zadaniowo-specyficzne. W celu umożliwienia i rozpoczęcia
intensywnej fizjoterapii, możliwie najwcześniej, zaprojektowano i opracowano różne przyrządy, na przykład trening na
bieżni ruchomej z odciążeniem ciała (ang. treadmill training
with body weight support – BWS), co wpłynęło na późniejsze
opracowanie zautomatyzowanego treningu chodzenia. Pomimo negatywnych wyników niektórych badań [1, 2], zwłaszcza
Szybkie przywrócenie zdolności motorycznych jest jednym
z głównych celów rehabilitacji pacjentów po przebytym udarze.
W przypadku, gdy jedną z konsekwencji udaru jest poważny
niedowład, zwłaszcza gdy towarzyszy mu zniesienie czucia i/lub
zaniedbanie wzrokowo-przestrzenne (zespół zaniedbywania
stronnego), może dojść do trwałego pogorszenia zdolności samodzielnego poruszania się, co opóźnia rehabilitację chodu.
6
Polish Journal of Rehabilitation Research
Artykuł oryginalny
Cel badania
Celem badania było dokonanie pomiaru zakresu ruchomości stawu biodrowego i kolanowego, osiąganego dzięki stosowaniu przyrządu Lokohelp®, który – podobnie jak Gait
Trainer® – jest urządzeniem wspomagającym chodzenie [8].
W pracy założono, że dzięki zastosowaniu urządzenia wspomagającego chodzenie, można osiągnąć prawidłowy wyprost
stawu biodrowego w końcowej fazie podporu stopy, co może
okazać się korzystne w stymulacji rdzeniowego mechanizmu
chodzenia [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.
Wspomaganie (na przykład w celu kontroli wyprostu stawu
kolanowego czy biodrowego w fazie podparcia) dostosowane
jest do indywidualnych potrzeb pacjentów. W przypadku niewłaściwego postawienia stopy system bezpieczeństwa zatrzy-
muje pracę elektromechanicznego trenera chodu. Podczas badania początkowo odciążono pacjenta o 20% dzięki zastosowaniu przyrządu BWS. U pacjentów z poważniejszymi
problemami odciążenie powinno być większe w celu osiągnięcia optymalnego cyklu chodu aż do uzyskania aktywnego uruchomienia wyprostu stawu kolanowego.
Procedura
Ustalono prędkość 1km/godz. w płaszczyźnie horyzontalnej.
Podczas pierwszej sesji zebrano pomiary niedowładnej kończyny dolnej, a 48 godzin później w podobny sposób postąpiono
ze zdrową kończyną dolną. Każdą 10-minutową sesję chodu podzielono na trzy 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 zostały przytwierdzone zgodnie z rzutem
środka obrotu stawów biodrowych i kolanowych, odpowiednio
na tylnej krawędzi krętarzy większych oraz nadkłykciu bocznym kości udowej. 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
Zakres ruchomości (stopień)
w porównaniu z porównywalnym stopniem progresywnego
treningu chodu, przeprowadzanym pod okiem fizjoterapeuty
(ang. overground gait training – OGT) [3], wielokrotnie osiągnięto interesujące wyniki [4, 5]. W aktualnym przeglądzie
systematycznym zaprezentowano zachęcające wyniki, zwłaszcza u 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 stawu biodrowego i kolanowego [4, 7]. Nie udało się jednak na podstawie uzyskanych z jego wykorzystaniem wyników opublikować pracy
z zakresu biomechaniki.
Maksima
Maksima lokalne
Minima lokalne
Minima
Czas (sekundy)
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 loPolish Journal of Rehabilitation Research
7
Artykuł oryginalny
kalne. Wyprost stawu kolanowego 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 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 oraz cierpiących na ciężkie zaburzenia poznawcze. Bierne 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: osoby z czuciem prawidłowym lub nieznacznie upośledzonym (0–2) oraz osoby z czuciem
poważnie upośledzonym (3–4). Spastyczność mięśni czworogłowych, 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 zaniedbywania wzrokowo-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
Cechy kliniczne badanych pacjentów scharakteryzowano
za pomocą statystyk opisowych.
8
Polish Journal of Rehabilitation Research
Dla badanych zmiennych obliczono wartości średnie i odchylenia standardowe dla minimów i maksimów lokalnych
trzech faz zapisu (M2, M5, i M8) w odniesieniu do każdego
stawu. Do oceny zgodności rozkładów analizowanych zmiennych z rozkładem normalnym zastosowano test Shapiro-Wilka. W celu oceny istotności różnic pomiędzy uzyskanymi
wynikami badań (zgodnie ze stroną części ciała lub z fazami
zapisu) wykorzystano testy dla prób powiązanych: test t albo
test Wilcoxona – porównano zakresy ruchomości u pacjentów
z normami, stronę z połowiczym niedowładem ze stroną zdrową oraz powtarzalność wyników pomiędzy trzema fazami M2,
M5 i M8. Poziom istotności ustalono jako p < 0,05. Obliczenia wykonano za pomocą oprogramowania 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
Pacjenci (10) – Płeć
– Wiek
– Czas, który minął
od przebytego udaru
5 mężczyzn/5 kobiet
57 ± 12 [37–82] lat
5,2 ± 3,9 [0,9–16,5] miesięcy
Udar mózgu – strona zmiany
– rodzaj zmiany
5 (lewa)/5 (prawa)
5 (niedokrwienna)/5 (krwotoczna)
Skala Fugl Meyera (/100)
33,9 ± 42 [7–86]
Spastyczność
10 (brak lub w stopniu
umiarkowanym) MAS [0–9]
Czucie
10 z nieznacznymi zaburzeniami
[0–2]
Nowa klasyfikacja FAC – klasa 2
– klasa 5
– klasa 6
– klasa 7
3
4
1
2
Afazja
4
Zaniedbywanie
wzrokowo-przestrzenne
1
W przypadku danych ilościowych podano zakres: wartość średnia ±
odchylenie standardowe. W przypadku danych jakościowych podano
liczbę osób badanych (z 10 uczestników badania).
MAS = Zmodyfikowana skala Ashworth, FAC = Functional Ambulation
Category
Zakresy ruchomości i odchylenia standardowe pacjentów
w fazach M2, M5 oraz M8 – jako wartości uśrednione i odchy-
Artykuł oryginalny
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
Staw
biodrowy
Wyprost
M2
Zgięcie
M5
M8
M2
M5
M8
ZKD
SKD
ZKD
SKD
ZKD
SKD
ZKD
SKD
ZKD
SKD
ZKD
SKD
-10,17
(1,88)
-4,15
(3,27)
-12,74
(1,58)
-1,98
(9,74)
-12,79
(1,7)
0,76
(3,37)
31,79
(2,44)
38,30
(1,96)
31,35
(2,8)
33,96
(2,09)
34,27
(1,35)
32,24
(1,25)
2
-2,68
(2,17)
20,55
(3,68)
-1,13
(1,27)
16,13
(2,09)
-3,2
(1,65)
12,03
(2,89)
25,12
(1,02)
41,24
(5,54)
25,92
(0,98)
37,97
(2,01)
24,43
(1,42)
37,03
(1,95)
3
-13,74
(3,01)
3,09
(1,23)
-15,26
(1,13)
2,81
(4,26)
-16,18
(1,24)
-0,62
(5,12)
11,91
(1,25)
24,07
(0,78)
11,13
(1,01)
26,51
(1,07)
12,04
(1,4)
26,56
(1,08)
4
-2,93
(0,84)
12,22
(2,84)
-4,4
(0,98)
15,69
(2,77)
-4,66
(0,98)
17,14
(2,56)
17,44
(1,11)
39,3
(1,21)
18,83
(1,32)
42,55
(1,03)
19,07
(1,09)
42,78
(1,36)
5
9,08
(3,07)
18,66
(4,65)
7,26
(4,21)
18,58
(5,26)
6,06
(3,25)
16,78
(3,07)
37,47
(2,46)
45,98
(5,39)
35,95
(4,8)
45,06
(4,96)
33,41
(5,1)
41,03
(3,93)
6
-1,52
(1,33)
-6,58
(0,98)
-1,72
(1,24)
-6,64
(0,67)
-0,41
(0,58)
-7,8
(0,69)
31,97
(0,64)
21,15
(2,02)
35,06
(0,95)
20,47
(0,74)
37,06
(0,53)
20,52
(0,79)
7
-9,22
(1,84)
6,19
(2,43)
-8,8
(1,26)
4,74
(1,78)
-7,72
(1,62)
0,74
(3,44)
22,55
(1,17)
33,19
(1,57)
23,13
(0,9)
33,17
(1,86)
24,62
(1,24)
33,86
(1,11)
8
2,93
(1)
-7,8
(0,47)
-3,01
(1)
-8,48
(0,29)
-4,48
(0,95)
-8,08
(0,42)
10,1
(0,61)
10,53
(0,26)
9,96
(0,99)
11,24
(0,19)
8,86
(1,07)
12,04
(0,52)
9
-0,55
(0,85)
-8,25
(0,51)
-0,8
(1,44)
-14,3
(0,47)
-2,18
(0,61)
-7,98
(0,47)
18,78
(0,92)
13,98
(0,52)
18,68
(1,71)
8,14
(0,43)
17,78
(0,61)
14,68
(0,81)
10
5,39
(1,37)
22,43
(0,99)
9,24
(2,21)
21,76
(1,47)
8,21
(1,37)
21,19
(1,33)
27,07
(1,69)
48,17
(1,22)
26,92
(1,33)
46,01
(1,25)
25,9
(1,1)
45,87
(1,88)
Średnia
(OS)
-2,341
(1,7)
5,64
(2,1)
-3,1
(1,6)
4,8
(2,9)
-3,7
(1,4)
4,4
(2,3)
23,4
(1,3)
31,6
(2,05)
23,7
(1,7)
30,5
(1,56)
23,74
(1,5)
30,66
(1,47)
Osoba
badana
1
Wartości ujemne przedstawiają średnie amplitudy w wyproście, zaś wartości dodatnie – średnie amplitudy w zgięciu.
ZKD: zdrowa kończyna dolna; SKD: niedowładna kończyna dolna. OS: odchylenie standardowe
lenia standardowe wszystkich 10 uczestników – przedstawiono w tabeli 2 (w odniesieniu do stawu biodrowego) i w tabeli 3
(w odniesieniu do stawu kolanowego).
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).
W przypadku stawu biodrowego wartości średnie były niższe
od wartości standardowych w odniesieniu do strony niedotkniętej niedowładem oraz w odniesieniu do wyprostu strony
dotkniętej niedowładem. Jeśli chodzi o stronę niedowładną,
wartości średnie mieściły 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 wykazano u ponad 57% pacjentów (tabela 4). W odniesieniu do zgięcia
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 a 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 wartości ekstremalnych, które zaobserwowano
w przypadku strony dotkniętej niedowładem.
W przypadku stawu kolanowego wartości uśrednione pozostały w zakresie wartości fizjologicznych odpowiadających
zgięciu – ale nie wyprostu – strony dotkniętej niedowładem
i pozostającej zgiętą. Wartości średnie zgięcia „maskują” niePolish Journal of Rehabilitation Research
9
Artykuł oryginalny
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
Staw
kolanowy
Wyprost
M2
Zgięcie
M5
M8
M2
ZKD
SKD
ZKD
SKD
ZKD
SKD
Osoba
badana
1
-1,68
(1,48)
3,33
(7,80)
-2,62
(1,46)
7,83
(11,1)
-0,72
(0,8)
16,97
(8,55)
2
-2,01
(2,23)
52,23
(6,32)
-2,88
(2,69)
30,4
(8,92)
-0,89
(1,2)
3
-7,24
(1,86)
25
(0,86)
-4,11
(1,69)
15,2
(11,6)
4
2,25
(0,88)
34,08
(5,42)
5,24
(1,08)
5
-0,33
(3,52)
18,5
(10)
6
1,88
(0,64)
7
ZKD
M5
M8
SKD
ZKD
SKD
ZKD
SKD
74
(1,6)
78,29
(2,21)
74,5
(2,07)
77,54
(3,63)
75,5
(1,29)
78,08
(1,68)
36,26
(1,79)
72,84
(0,67)
88,75
(4,32)
74,31
(1,46)
71,96
(0,57)
73,7
(1,19)
74,11
(7,28)
-4,6
(1,3)
13,5
(13,3)
58,31 0
,96)
70,27
(0,71)
61,12
(0,62)
68,83
(6,41)
62,36
(0,93)
69,26
(1,29)
35,95
(5,03)
5,1
(0,8)
36,98
(4,99)
52,84
(1,03)
72,28
(0,81)
52,09
(0,81)
73,73
(0,91)
51,29
(1,31)
73,88
(0,81)
0,65
(2)
15,08
(6,97)
-0,6
(2,3)
4,24
(3,51)
75,51
(3,82)
65,54
(3,75)
75,93
(1,06)
66,24
(1,87)
74,11
(1,88)
62,76
(2,3)
5,17
(2,4)
5,76
(0,74)
7,31
(0,36)
6,8
(0,6)
9,67
(0,65)
54,74
(0,66)
62,2
(1,5)
56,52
(0,32)
62,41
(0,4)
56,4
(0,46)
66,98
(0,46)
15,78
(2,08)
4,13
(5,38)
19,67
(3,99)
4,91
(5,56)
20,08
(2,7)
-0,54
(3,28)
70,03
(2,94)
57,79
(1,97)
74,51
(4,47)
55,56
(2,36)
74,07
(3,87)
55,16
(2,52)
8
3,02
(1,22)
5,63
(0,92)
4,04
(1,06)
6,16
(0,44)
4,52
(1,2)
6,54
(0,51)
75,87
(0,37)
68,55
(0,3)
75,98
(0,93)
68,91
(0,24)
76,3
(0,39)
68,85
(0,25)
9
6,31
(1,64)
-1,34
(0,79)
7,79
(2,38)
-1,15
(0,79)
8,64
(1,69)
0,15
(0,51)
76,82
(0,59)
66,25
(0,6)
78,11
(1,92)
68,68
(0,71)
79,87
(1,62)
68,72
(0,48)
10
-11,59
(0,74)
25,79
(2,9)
-8,76
(1,09)
11
(1,18)
-9,07
(0,55)
12,83
(1,28)
49,61
(2,5)
82,5
(2,35)
51,69
(1,08)
76,51
(0,81)
51,27
(1,78)
76,77
(0,79)
Średnia
(OS)
0,639
(1,63)
17,25
(4,3)
2,48
(1,8)
13,27
(5,2)
2,92
(1,3)
13,66
(3,8)
66,06
(1,5)
71,24
(1,85)
67,47
(1,47)
69,04
(1,8)
67,5
(1,47)
69,46
(1,8)
Wartości ujemne przedstawiają średnie amplitudy w wyproście, zaś wartości dodatnie – średnie amplitudy w zgięciu.
M2: 2. minuta, M5: 5. minuta, M8: 8. minuta, ZKD: zdrowa kończyna dolna, SKD: niedowładna kończyna dolna; OS: odchylenie standardowe
Tabela 4. Wartości procentowe dotyczące osób badanych wraz
ze średnimi zakresami ruchomości mieszczącymi się w zakresie
wartości standardowych
Fazy
Staw biodrowy
Zgięcie
Staw kolanowy
Wyprost
Zgięcie
Wyprost
SKD
ZKD
SKD
ZKD
SKD
ZKD
SKD
ZKD
M2
10%
40%
40%
50%
50%
50%
30%
60%
M5
30%
50%
30%
60%
60%
30%
20%
50%
M8
30%
30%
40%
60%
60%
30%
30%
50%
Wartości
średnie
23%
40%
37%
57%
57%
37%
27%
53%
ZKD: zdrowa kończyna dolna, SKD: niedowładna kończyna dolna
10
Polish Journal of Rehabilitation Research
które wartości ekstremalne oscylujące między 49 a 76° w przypadku strony zdrowej i między 57° a 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 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
stawu kolanowego 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 zakresy ruchomości różniły się od wartości fizjologicznych, zwłaszcza po stronie dotkniętej niedowładem.
Artykuł oryginalny
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, 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
stawu 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 obliczonych
średnich amplitud maksymalnych oraz wartości procentowych
osób mieszczących się w zakresach fizjologicznych. Wyniki mogą się wydawać pozornie sprzeczne z uwagi na znaczący wpływ
wartości ekstremalnych na wartość średnią. Dlatego należy wykazać zarówno wartości średnie, jak i wartości ekstremalne.
Główny wynik ogólny mówi o tym, że amplitudy stawu 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. Istotny jest
fakt, że u większości pacjentów nie stwierdzono wyprostu stawu biodrowego po stronie dotkniętej niedowładem, który wydaje się odgrywać kluczową rolę w wytwarzaniu centralnego
wzorca lokomocyjnego [9]. Stwierdzono także, iż staw kolanowy pozostawał 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 stawu
biodrowego. Wykazano, że wyprost stawu 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 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,
bierny wpływ na wyprost stawu 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 stawu kolanowego, 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 mózgu
obejmowało konieczność stosowania elektromechanicznego
trenażera 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 spowodowany pozycją
BWS w odniesieniu do całego trenażera. W dalszych badaniach relatywna pozycja BWS powinna zostać dostosowana indywidualnie do każdego pacjenta, zgodnie z pożądanym
wyprostem stawu biodrowego.
Polish Journal of Rehabilitation Research
11
Artykuł oryginalny
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 urządzenia Lokohelp®. Wśród zdrowych osób badanych zaobserwowano istotne różnice zarówno w zakresie 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 przyrządu eliptycznego
Lokohelp® pełniejsze zgięcie stawu biodrowego i kolanowego.
Zaobserwowali też, że kinematyka chodu przy użyciu egzoszkieletowego urządzenia 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 urządzenia 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 – 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 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 lokomocyjnymi. 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
12
Polish Journal of Rehabilitation Research
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
Ther 2002; 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 D and 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.