Dyna­mi­sche Belas­tung von Pro­the­sen wäh­rend des Gehens – Berech­nung mit Hil­fe eines vir­tu­el­len Menschmodells

E. Ramasamy, B. Dorow, U. Schneider, O. Röhrle
Mit einem optischen Bewegungserfassungssystem der Firma Qualisys wurde der Gang eines unterschenkelamputierten Probanden aufgezeichnet. Zur Modellierung des Probanden wurde der 50-PerzentilDummy „LSTC Hybrid III" verwendet. Er wurde durch „Amputation" an die Anatomie des Probanden angepasst, mit der zu untersuchenden Prothese „versorgt" und anschließend mit den aufgezeichneten Bewegungsdaten animiert. Eine mit LS-DYNA durchgeführte nichtlineare Finite-Elemente-Analyse gab Einblicke in die in der Prothese auftretenden Spannungen während des Gehens. Sich wiederholende, arbeits- und zeitaufwendige Arbeitsschritte wurden mit Hilfe eines im Rahmen dieser Arbeit entwickelten Workflows automatisiert.

Ein­lei­tung

Die mecha­ni­sche Fes­tig­keit von pro­the­ti­schen Ver­sor­gun­gen wird übli­cher­wei­se nach in ISO-Nor­men fest­ge­leg­ten Prüf­ver­fah­ren und Anfor­de­run­gen getes­tet. Die­se stel­len eine all­ge­mei­ne Richt­li­nie für typi­schen mensch­li­chen Gang dar. Jeder Mensch zeigt jedoch ein indi­vi­du­el­les Gang­bild, das zu einem indi­vi­du­el­len Belas­tungs­sze­na­rio führt. Auf der Finite-Elemente(FE)-Methode basie­ren­de Com­pu­ter­si­mu­la­tio­nen machen es mög­lich, im Vor­aus die Funk­ti­on und Belast­bar­keit von Pro­the­sen pro­ban­den­spe­zi­fisch zu bestimmen.

Anzei­ge

Der Gang eines Bein­am­pu­tier­ten wur­de mit einem opti­schen Bewe­gungs­er­fas­sungs­sys­tem der Fir­ma Qua­li­sys auf­ge­zeich­net. Ein anthro­po­me­tri­scher vir­tu­el­ler mensch­li­cher Dum­my, der den Pati­en­ten reprä­sen­tiert, wur­de mit einer Knö­chel-Fuß-Pro­the­se (bestehend aus Schaft und Knö­chel-Fuß-Pas­s­teil) aus­ge­stat­tet. Die Bewe­gungs­da­ten die­nen als Rand­be­din­gun­gen, mit denen das Dum­my-Pro­the­sen-FE-Modell ange­trie­ben wird. Die errech­ne­te gangspe­zi­fi­sche Span­nungs­ver­tei­lung in der Pro­the­se gibt Auf­schluss dar­über, ob die Pro­the­se für den Pati­en­ten geeig­net ist.

Stand der Forschung

Die Metho­de der Fini­ten Ele­men­te wird in der Pro­the­tik­ent­wick­lung vor allem für die Aus­le­gung und Opti­mie­rung des Pro­the­sen­schafts ver­wen­det 1 2. Span­nungs­be­rech­nun­gen an der Schnitt­stel­le zwi­schen Pro­the­sen­schaft und Stumpf die­nen der Quan­ti­fi­zie­rung des Tragekomforts.

Zwei Arbei­ten, die sich mit FE-Fes­tig­keits­ana­ly­sen von Pro­the­sen­bau­tei­len beschäf­ti­gen, sind Saun­ders 2003 3 und Bon­net 2012 4. Bei­de Stu­di­en kom­bi­nie­ren Gang­ana­ly­se, Simu­la­ti­on und mecha­ni­sche Tests, um das mecha­ni­sche Ver­hal­ten eines Pro­the­sen­fu­ßes unter rea­lis­ti­schen (d. h. phy­sio­lo­gi­schen) Belas­tungs­be­din­gun­gen vorherzusagen.

Kine­ma­ti­sche und kine­ti­sche Para­me­ter des Gangs eines Pro­the­sen­trä­gers wur­den mit­tels opti­schen Trackings und Kraft­mess­plat­ten auf­ge­zeich­net und als Rand­be­din­gun­gen an ein FE-Modell des Pro­the­sen­fu­ßes über­ge­ben. Das FE-Fuß­mo­dell wur­de anhand von Her­stel­ler­an­ga­ben zu Geo­me­trie und Mate­ri­al 5 bzw. anhand eines digi­ta­len Scans und mit durch mecha­ni­sche Tests ermit­tel­ten Mate­ri­al­ei­gen­schaf­ten erstellt 6.

Zur Vali­die­rung ihres FE-Fuß­mo­dells haben Bon­net et al. 7 zunächst das in ISO-Norm 10328 beschrie­be­ne Test­ver­fah­ren in einer Prüf­ma­schi­ne am rea­len Pro­the­sen­fuß und als Simu­la­ti­on am FE-Modell durch­ge­führt. Ein Ver­gleich der Kraft-Weg-Kur­ven zeig­te eine weit­ge­hen­de Über­ein­stim­mung von Simu­la­ti­on und Mes­sung. Erst anschlie­ßend wur­de die Simu­la­ti­on mit den auf­ge­zeich­ne­ten Bewe­gungs­da­ten durchgeführt.

In Saun­ders 2003 8 erfolg­te die Vali­die­rung des Simu­la­ti­ons­mo­dells erst nach der eigent­li­chen Simu­la­ti­on. In einem mecha­ni­schen Test wur­den die Rand­be­din­gun­gen einer Prüf­ma­schi­ne ent­spre­chend den auf­ge­zeich­ne­ten Bewe­gungs­da­ten ein­ge­stellt und die im Gang­la­bor und im mecha­ni­schen Test gemes­se­nen Reak­ti­ons­kräf­te verglichen.

Metho­den

Test­per­son war ein links unter­schen­kel­am­pu­tier­ter Pati­ent (30 Jah­re alt, männ­lich, 80 kg, 1,80 m). Die Gang­da­ten wur­den mit dem opti­schen Tracking­sys­tem von Qua­li­sys erho­ben. Der Gang des Pro­ban­den wur­de mit acht Infra­rot-Kame­ras (eine davon im Video-Modus) auf­ge­zeich­net. Zuvor war jedes der zu ver­fol­gen­den Kör­per­seg­men­te mit min­des­tens drei reflek­tie­ren­den Mar­kern ver­se­hen wor­den. Die von Qua­li­sys berech­ne­ten Tra­jek­to­ri­en wur­den geglät­tet, um als Rand­be­din­gun­gen einer FE-Simu­la­ti­on ver­wen­det wer­den zu kön­nen. Das Men­sch­mo­dell kann durch Ska­lie­rung an die anthro­po­me­tri­schen Maße (Grö­ße und Gewicht) des Pati­en­ten ange­passt wer­den. Nach Über­tra­gung der auf­ge­nom­me­nen Bewe­gungs­da­ten auf den Dum­my wur­de eine FE-Simu­la­ti­on des Pro­bandengangs durchgeführt.

Qua­li­sys-Bewe­gungs­er­fas­sung

14 pas­si­ve reflek­tie­ren­de Mar­ker wur­den auf der Unter­schen­kel­pro­the­se des Pro­ban­den ange­bracht. Sie­ben Qua­li­sys-Infra­rot-Kame­ras wur­den für das Tracking der opti­schen Mar­ker ver­wen­det, eine wei­te­re zur Auf­nah­me eines Vide­os des Gangs.

Mit AMTI-Kraft­mess­plat­ten wur­den die Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te wäh­rend des Gangs gemes­sen. Ein „sau­be­rer” Tref­fer der Kraft­mess­plat­te stellt eine erfolg­rei­che Wie­der­ho­lung des Expe­ri­ments dar. „Sau­ber” bedeu­tet, dass der gan­ze Fuß auf der Kraft­mess­plat­te liegt, und zwar mög­lichst zen­triert. Drei erfolg­rei­che Wie­der­ho­lun­gen des Ver­suchs wur­den durchgeführt.

Vir­tu­el­les Menschmodell

Ein ste­hen­der mensch­li­cher 50-Per­zen­til-Dum­my „LSTC Hybrid III” dient in der hier vor­ge­stell­ten Arbeit als vir­tu­el­les Men­sch­mo­dell (und wird im Fol­gen­den nur als „Dum­my” bezeich­net). Die­ser Dum­my hat kine­ma­tisch exakt defi­nier­te Gelen­ke. Grö­ße und Gewicht des Dum­mys waren 1,70 m bezie­hungs­wei­se 78 kg. Nach­dem Grö­ße und Gewicht von Dum­my und Pro­band bei­na­he über­ein­stim­men, wur­de kei­ne Ska­lie­rung des Dum­mys vor­ge­nom­men. Der Dum­my muss­te an die Ana­to­mie des Pro­ban­den ange­passt wer­den und wur­de daher an der­sel­ben Stel­le wie der Pro­band „ampu­tiert”.

Bevor der Dum­my mit den auf­ge­nom­me­nen Bewe­gungs­da­ten ani­miert wer­den konn­te, muss­te die Pro­the­se an den Stumpf des Dum­mys ange­passt wer­den (Abb. 1). Mit­tels Sin­gu­lär­wert­zer­le­gung wur­de die Pro­the­se auto­ma­tisch aus­ge­rich­tet und dann auf dem Stumpf des Dum­mys platziert.

Der Dum­my besteht aus mehr als 100 Seg­men­ten. Nicht für alle stan­den Bewe­gungs­da­ten zur Ver­fü­gung. Fünf Seg­men­te, auf die sich die Bewe­gungs­da­ten sinn­voll über­tra­gen lie­ßen, wur­den iden­ti­fi­ziert und ani­miert: die zwei Unter­ar­me, der gesun­de Unter­schen­kel, die Pro­the­se und der Oberkörper.

Ver­ar­bei­tung der Bewegungsdaten

Für jedes der oben genann­ten Seg­men­te wur­den min­des­tens drei ent­spre­chen­de Mar­ker iden­ti­fi­ziert, mit deren Hil­fe jeweils ein „star­rer Kör­per” in Qua­li­sys defi­niert wur­de. Aus­ge­hend von den getrack­ten Mar­ker­po­si­tio­nen berech­net Qua­li­sys für jeden defi­nier­ten Starr­kör­per Bewe­gungs­pfa­de in Form drei­di­men­sio­na­ler Trans­la­tio­nen und Rotationen.

Expe­ri­men­tell gewon­ne­ne Bewe­gungs­da­ten sind oft ver­rauscht und füh­ren zu ruck­ar­ti­gen Bewe­gun­gen in der Simu­la­ti­on. Um dies zu ver­hin­dern, wur­den die erfass­ten Daten geglät­tet, bevor sie als Rand­be­din­gun­gen in die Simu­la­ti­on eingehen.

Simu­la­ti­ons­um­ge­bung

Der Dum­my wur­de auf einem Modell des Bodens plat­ziert, das dem Ver­suchs­auf­bau ent­sprach (Abb. 2). Der Boden wur­de als elas­ti­sches Mate­ri­al modelliert.

In der Simu­la­ti­on wur­den die Bewe­gungs­da­ten auf den Dum­my über­tra­gen. Die aus der Simu­la­ti­on resul­tie­ren­de Ver­for­mung des Bodens dien­te als Grund­la­ge für die Berech­nung der Bodenreaktionskräfte.

Work­flow­sys­tem

Die Ana­ly­se des Span­nungs­ver­hal­tens der Pro­the­se wäh­rend des Gehens wur­de mit ver­schie­de­nen Soft­ware-Tools durch­ge­führt. Für die Bewe­gungs­mes­sung wur­de das opti­sche Tracking-Sys­tem Qua­li­sys ver­wen­det. Die Ver­ar­bei­tung der gemes­se­nen Bewe­gun­gen sowie die Erstel­lung des Input­files für die Simu­la­ti­ons­soft­ware (LSDYNA) erfolg­te mit der Pro­gram­mier­spra­che Python. Die Ergeb­nis­se wur­den mit CMGUI visua­li­siert und über einen Web­brow­ser zugäng­lich gemacht.

Zur Ver­ein­fa­chung sich wie­der­ho­len­der, zeit- und arbeits­in­ten­si­ver Vor­gän­ge der Daten­ver­ar­bei­tung wur­de ein Work­flow­sys­tem in C++ imple­men­tiert, das es ermög­licht, die erfor­der­li­chen Arbeits­schrit­te nach­ein­an­der auto­ma­tisch auszuführen.

Ergeb­nis­se

Die Simu­la­ti­on des Pati­en­ten­gangs am Dum­my, der mit den im Expe­ri­ment gemes­se­nen Bewe­gun­gen gesteu­ert wur­de, ermög­lich­te eine Ana­ly­se der wäh­rend des Gehens in der Pro­the­se auf­tre­ten­den Span­nun­gen und der am Boden auf­tre­ten­den Reak­ti­ons­kräf­te (Abb. 3). Die aus der Simu­la­ti­on resul­tie­ren­den und die expe­ri­men­tell gewon­ne­nen Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te wur­den mit­ein­an­der verglichen.

Dis­kus­si­on

Die für die Gang­dy­na­mik ent­schei­den­den anthro­po­me­tri­schen Para­me­ter sind Grö­ße und Gewicht. Da die Test­per­son ähn­lich groß und schwer war wie der Dum­my, wur­de kei­ne Ska­lie­rung des Dum­mys vor­ge­nom­men. Wenn sich jedoch die anthro­po­me­tri­schen Maße des Pati­en­ten stark von denen des Dum­mys unter­schei­den, muss der Dum­my ent­spre­chend ska­liert werden.

Die Innen­flä­che des Pro­the­sen­schafts und die Ober­flä­chen­geo­me­trie des Dum­my-Stump­fes stim­men nicht über­ein. Dies ist zu erwar­ten und stellt kei­ne Ein­schrän­kung des Modells dar. Für die FE-Span­nungs­ana­ly­se sind ledig­lich die Las­ten ent­schei­dend, die vom Dum­my auf die Pro­the­se über­tra­gen wer­den. Die­se Last­über­tra­gung wur­de in der Simu­la­ti­on rea­li­siert, indem der Stumpf des Dum­mys und der Pro­the­sen­schaft fest mit­ein­an­der ver­bun­den wurden.

Abbil­dung 4 zeigt eine Abwei­chung zwi­schen gemes­se­nen und simu­lier­ten Boden­re­ak­ti­ons­kräf­ten. Die­se Abwei­chung lässt sich auf zwei anzu­ge­hen­de Fak­to­ren zurückführen:

  1. Haupt­ur­sa­che der fest­ge­stell­ten Abwei­chung ist die Elas­ti­zi­tät des Bodens. Die Mate­ri­al­ei­gen­schaf­ten, die dem Boden zuge­wie­sen wer­den, soll­ten die gemes­se­nen Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te unge­fähr repro­du­zie­ren können.
  2. Zweit­wich­tigs­ter Fak­tor ist der Effekt des „Cen­ter of Pres­su­re (CoP)”. Kraft­mess­plat­ten bestim­men die Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te an bestimm­ten Punk­ten ent­lang der Kraft­mess­plat­te, die „CoP points” genannt wer­den. Die­se Punk­te, an denen der eigent­li­che Kon­takt mit dem Boden statt­fin­det, soll­ten expe­ri­men­tell ermit­telt und die wäh­rend der Simu­la­ti­on an die­sen Punk­ten auf­tre­ten­den Reak­ti­ons­kräf­te gemes­sen werden.

Schluss­fol­ge­rung

Eine wich­ti­ge Auf­ga­be, mit der man sich in Zukunft wird befas­sen müs­sen, ist die Opti­mie­rung des Boden­kon­takts für eine rea­lis­ti­sche Simu­la­ti­on der Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te. Die­ser Opti­mie­rungs­pro­zess muss mög­li­cher­wei­se für jedes Expe­ri­ment ein­zeln vor­ge­nom­men werden.

Der Kon­takt­druck zwi­schen Stumpf und Schaft bestimmt maß­geb­lich den Tra­ge­kom­fort der Pro­the­se. In der Lite­ra­tur wer­den meh­re­re Stu­di­en zur Unter­su­chung der Stumpf-Schaft-Schnitt­stel­le beschrie­ben. Nur weni­ge berück­sich­ti­gen jedoch die durch das Gehen her­vor­ge­ru­fe­nen dyna­mi­schen Effek­te bei der Ana­ly­se des Schafts. Indem der Stumpf des Dum­mys durch ein Modell des ech­ten Pati­en­ten­stump­fes ersetzt wird (basie­rend auf einem CT-Scan und in der Lite­ra­tur genann­ten Mate­ri­al­ei­gen­schaf­ten mensch­li­chen Gewe­bes), könn­ten sol­che Effek­te wirk­sam unter­sucht werden.

Dif­fe­ren­zier­te­re anthro­po­me­tri­sche Maße könn­ten für die Model­lie­rung des Dum­mys ver­wen­det wer­den, damit die­ser der Test­per­son mög­lichst genau ent­spricht. Denk­bar ist auch die Ver­wen­dung eines detail­lier­te­ren Men­sch­mo­dells wie bei­spiels­wei­se THUMS (Total Human Model for Safe­ty), die jedoch auf­grund der Kom­ple­xi­tät des Modells und der erfor­der­li­chen Rechen­res­sour­cen schwie­rig sein könnte.

Dank­sa­gung

Die Autoren dan­ken dem För­der­pro­gramm „Fraun­ho­fer Attract” für die Finan­zie­rung die­ser Arbeit.

Für die Autoren:
Ellan­ka­vi Rama­sa­my M. Sc.
Fraun­ho­fer IPA
Nobel­str. 12
70569 Stutt­gart
Ellankavi.ramasamy@ipa.fraunhofer.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Zita­ti­on
Rama­sa­my E, Dorow B, Schnei­der U, Röhr­le O. Dyna­mi­sche Belas­tung von Pro­the­sen wäh­rend des Gehens – Berech­nung mit Hil­fe eines vir­tu­el­len Men­sch­mo­dells. Ortho­pä­die Tech­nik, 2015; 66 (3): 24–27

 

  1. Sen­geh DM, Herr H. A Varia­ble-Impe­dance Prost­he­tic Socket for a Trans­ti­bi­al Ampu­tee Desi­gned from Magne­tic Reso­nance Ima­ging Data. Jour­nal of Prost­he­tics and Ortho­tics, 2013; 25: 129–137
  2. Port­noy S, Yar­nitz­ky G, Yiz­har Z, Kris­tal A, Oppen­heim U, Siev-Ner I. Real-Time Pati­ent-Spe­ci­fic Fini­te Ele­ment Ana­ly­sis of Inter­nal Stres­ses in the Soft Tis­su­es of a Resi­du­al Limb: A New Tool for Prost­he­tic Fit­ting. Annals of Bio­me­di­cal Engi­nee­ring, 2007; 35 (1): 120–135
  3. Saun­ders MM, Schwent­ker EP, Kay DB, Ben­nett G, Jacobs CR, Ver­strae­te MC. Fini­te Ele­ment Ana­ly­sis as a Tool for Para­metric Prost­he­tic Foot Design and Eva­lua­ti­on. Tech­ni­que Deve­lo­p­ment in the Solid Ankle Cushio­ned Heel (SACH) Foot. Com­pu­ter Methods in Bio­me­cha­nics and Bio­me­di­cal Engi­nee­ring, 2003; 6 (1): 75–87
  4. Bon­net X, Pil­let H, Fode P, Lavaste F, Skal­li W. Fini­te ele­ment model­ling of an ener­gy-sto­ring prost­he­tic foot during the stance pha­se of trans­ti­bi­al ampu­tee gait. Jour­nal of Engi­nee­ring in Medi­ci­ne, 2012; 226 (1): 70–75
  5. Saun­ders MM, Schwent­ker EP, Kay DB, Ben­nett G, Jacobs CR, Ver­strae­te MC. Fini­te Ele­ment Ana­ly­sis as a Tool for Para­metric Prost­he­tic Foot Design and Eva­lua­ti­on. Tech­ni­que Deve­lo­p­ment in the Solid Ankle Cushio­ned Heel (SACH) Foot. Com­pu­ter Methods in Bio­me­cha­nics and Bio­me­di­cal Engi­nee­ring, 2003; 6 (1): 75–87
  6. Bon­net X, Pil­let H, Fode P, Lavaste F, Skal­li W. Fini­te ele­ment model­ling of an ener­gy-sto­ring prost­he­tic foot during the stance pha­se of trans­ti­bi­al ampu­tee gait. Jour­nal of Engi­nee­ring in Medi­ci­ne, 2012; 226 (1): 70–75
  7. Bon­net X, Pil­let H, Fode P, Lavaste F, Skal­li W. Fini­te ele­ment model­ling of an ener­gy-sto­ring prost­he­tic foot during the stance pha­se of trans­ti­bi­al ampu­tee gait. Jour­nal of Engi­nee­ring in Medi­ci­ne, 2012; 226 (1): 70–75
  8. Saun­ders MM, Schwent­ker EP, Kay DB, Ben­nett G, Jacobs CR, Ver­strae­te MC. Fini­te Ele­ment Ana­ly­sis as a Tool for Para­metric Prost­he­tic Foot Design and Eva­lua­ti­on. Tech­ni­que Deve­lo­p­ment in the Solid Ankle Cushio­ned Heel (SACH) Foot. Com­pu­ter Methods in Bio­me­cha­nics and Bio­me­di­cal Engi­nee­ring, 2003; 6 (1): 75–87
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