Determinants of pressure exerted by medical compression stockings

 

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Summary

Objective: The force exerted on a limb by a medical compression stocking (MCS) is given by the properties of the yarn and the technique of knitting. The pressure determined by the manufacturer should be the one acting on the leg provided the stocking fits the leg shape. However, the interface pressure is governed by additional factors which act simultaneously in a poorly defined manner. We sorted out the different material- and patient-related components and assessed their relative role combining in vitro with in situ techniques. Design and method: The force exerted by the stockings was measured with the Zwick and Hosy dynamometers and the pressure exerted on the leg with the SIGaT instrument placed underneath the stockings at various sites. Leg circumference was determined with the Perometer and local radius calculated from computer tomographic slices and assessed with templates. Stockings exerting ankle pressures between 10 and 40 mmHg were tested. Subjects serving in the various experiments were selected from a pool of 28 healthy volunteers. Results: All stockings exerted the predefined pressure when measured at the stocking/leg-interface (in situ) and on the dynamometer (in vitro) provided the local leg curvature was taken into account. The stockings showed slightly different elastic properties (pressure amplitude difference upon leg movement 2–6mmHg). The interface pressure varied significantly when measured at different angular positions on the same circumference (range of change +40%; –20%). The differences were strongly correlated with the local radius (range of variation along the calf circumference 35–125 mm). The differences of local radii got smaller with higher interface pressures. Leg movements provoked simultaneous increases and decreases of interface pressure of up to 15 mmHg depending on the site of measurement. Leg circumference varied only slightly with movements pointing in either direction: 0.25 cm at the ankle (range +0.4; –0.4) and 0.33 cm at the calf (range +1.05; –1.45), respectively. The compressibility of the underlying tissue had no effect on the interface pressure. Conclusions: The interface pressure can be assessed reliably in vitro and in situ. It shows complex, quantitatively important non-uniform local variations both when measured along a given leg circumference at rest and when monitored at one particular site during movements. The changes reflect the discontinuity of the leg configuration and further alterations of the silhouette occurring with every muscle activation. Clearly, a massage effect of stockings is documented which does not necessarily reflect a global effect exerted on the leg.

Zusammenfassung

Der Andruck eines medizinischen Kompressionsstrumpfes (MKS) ist durch die Eigenschaften des Garns und die Art des Strickens gegeben. Der durch den Hersteller angegebene Druck sollte der gleiche sein wie derjenige, welcher auf das Bein einwirkt. Allerdings wird der Andruck durch zusätzliche Faktoren beeinflusst, welche simultan und in wenig definierter Art einwirken. Wir bestimmten die verschiedenen material- und patientenbezogenen Komponenten einzeln und untersuchten ihre relative Rolle in vitro und in situ. Methoden: Der durch MKS erzeugte Druck wurde mit den Zwick- und Hosy-Dynamometern und der Andruck am Bein mit dem SIGaT Instrument an verschiedenen Orten bestimmt. Die Beinumfänge wurden mit dem Perometer eruiert, der lokale Radius von computer-tomographischen Schnitten berechnet und mit Schablonen gemessen. MKS mit Anpressdrücken am Knöchel zwischen 10 und 40 mmHg wurden in verschiedenen Experimenten an gesunden Freiwilligen getestet. Ergebnisse: Bei allen MKS stimmten die von den Herstellern angegebenen Drücke mit den in vitro und in situ gemessenen Werten überein. Die MKS zeigten geringgradig unterschiedliche Elastizitäten (Druckunterschiede bei Beinbewegungen 2–6 mmHg). Demgegenüber zeigte der Anpressdruck grosse Differenzen, wenn er an verschiedenen, unmittelbar benachbarten Orten gemessen wurde (Range +40%, –20%). Die Unterschiede waren streng korreliert mit dem lokal vorkommenden Beinradius (Differenz entlang des größten Wadenumfangs 35–125 mm). Diese Unterschiede verkleinerten sich mit zunehmendem Andruck. Beinbewegungen führten zu einer simultanen Zu- und Abnahme des Anpressdruckes von bis zu 15 mmHg in jeder Richtung, je nach Ort der Messung. Der Beinumfang veränderte sich ebenfalls simultan und in beide Richtungen, allerdings nur sehr wenig (2,5 mm am Knöchel, 3,3 mm an der Wade). Die Kompressibilität des darunter liegenden Gewebes hatte keinen Einfluss auf den Andruck. Schlussfolgerung: Der Anpressdruck eines MKS kann in vitro und in situ verlässlich gemessen werden. Er zeigt komplexe, quantitativ erhebliche aber uneinheitliche lokale Variationen, sowohl wenn er in Ruhe entlang einer gegebenen Zirkumferenz als auch wenn er am gleichen Ort während einer Muskelkontraktion gemessen wird. Diese Unterschiede sind bedingt durch die Diskontinuität des Beinradius und, darüber hinaus, durch Änderungen der Beinsilhouette, welche jede Bewegung unmittelbar zur Folge hat. Die Druckunterschiede dokumentieren ein Massagephänomen und nicht zwingend einen globalen Effekt des MKS auf das Bein.

Résumé

But : La force de compression exercée sur un membre par un bas de contention élastique dépend du tissu utilisé et de la technique de tissage. La pression déterminée par les fabricants doit correspondre à celle qui agit sur la jambe en fonction du type de bas et de la forme de la jambe. Toutefois, d'autres facteurs agissent simultanément, mal définis. Nous avons classifié différents éléments en relation avec le matériel et avec le patient, en étudient leur rôle relatif in vitro et in vivo. Étude et méthode : La pression exercée par les bas a été mesurée à l'aide des dynamomètres Zwick et Hosy et la pression exercée sur la jambe avec le manomètre SIGaT placé entre les bas élastiques et la jambe à différentes localisations. La circonférence de la jambe a été établie avec un „péromètre“ et le rayon calculé par coupes tomographiques computérisées en établissant des modules. Des bas élastiques indiquant une pression de 10 à 40mmHg ont été testés. 28 volontaires sains ont été choisis. Résultats : Tous les bas exerçant une pression prédéfinie mesurée en surface (in vivo) et avec le dynamomètre (in vitro) tenant compte de la forme de la jambe ont été pris en compte. Les bas ont montré de légères différences de propriétés élastiques (différences de pression de 2 à 6 mmHg selon les mouvements de la jambe). La pression de surface a varié de manière significative à la même localisation selon les positions de la jambe (+40% à −20%). Des différences importantes ont été notées en relation avec le diamètre local (fourchette de variation au mollet de 35 à 125mm). Les différences de rayon étaient d'autant plus petites que les pressions de surface étaient grandes. Les mouvements de jambe ont entraîné des variations de surface de plus ou moins 15mmHg selon le lieu de mesure. On a noté une faible différence de circonférence de la jambe selon les mouvements : 0,25cm à la cheville (de +0,4 à − 0,4) et 0,33cm au mollet (+1,05 à − 1,45). La compressibilité des tissus sous-jacents n'a pas montré d'effet sur la pression de surface. Conclusion : La pression de surface peut être établie de manière fiable in vitro et in vivo. Il existe des variations complexes importantes et irrégulières selon la localisation en fonction de la circonférence de la jambe au repos et à la mobilisation à une localisation donnée. Les modifications ont correspondu à la variabilité des types de jambes impliquées et en fonction de l'activation de chaque muscle. Finalement, on a observé un effet de massage du bas qui ne correspond pas véritablement à l'activité exercée sur la jambe.

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