Ent­wick­lung einer akti­ven Orthe­se mit Leis­tungs­ab­ga­be – Erhe­bung von Refe­renz­da­ten, Auf­bau und Test des Pro­to­typs am Probanden

J. Block, S. van Drongelen, R. Müller
Um ältere Menschen mit Muskelschwäche in Alltagssituationen mit größerer Belastung, beispielsweise beim Treppensteigen oder Aufstehen aus dem Sitzen, zu unterstützen, wurde eine aktive Orthese entwickelt. Referenzdaten der Aufstehbewegung wurden zunächst mit gesunden Probanden erhoben. Anhand der Referenzdaten wurde der Antrieb für eine aktive Orthese dimensioniert sowie ein modellbasiertes Regelungskonzept entwickelt. Nach Auswahl und Aufbau einer geeigneten Sensorik wurden alle Teilsysteme in einem Prototyp implementiert. Zur Verringerung der Inkongruenz von orthetischer und anatomischer Kniegelenkachse wurden zusätzlich zu einem Scharniergelenk drei alternative Gelenkmechanismen konstruiert. Über Scherkraftmessung an den Orthesengelenken wurde die Kongruenz zur anatomischen Achse beurteilt. Die beste Übereinstimmung zeigte eine Federschlittenkonstruktion. Mittels Bewegungsanalyse und EMG wurde das Gesamtsystem an einem Probanden getestet. Die Muskelaktivität des M. quadriceps femoris zeigte sich bei Unterstützung durch die motorisierte Orthese verringert.

Ein­lei­tung

Mit zuneh­men­dem Alter neh­men Mus­kel­kraft und Leis­tung ab. Bei den Knie­ex­ten­so­ren kann es zu einer Redu­zie­rung um bis zu 30 % kom­men 1 2. Der Ver­lust an Mus­kel­kraft und eine damit ein­her­ge­hen­de Schwä­che kön­nen zu funk­tio­nel­len Ein­schrän­kun­gen im täg­li­chen Leben füh­ren. Genau die­ses Defi­zit greift der Frei­zeit­sek­tor mit der Ein­füh­rung von Pedel­ecs – Fahr­rä­dern mit elek­tri­scher Tret­kraft­un­ter­stüt­zung – auf, wel­che vom Markt mit gro­ßem Erfolg ange­nom­men werden.

Auch bei all­täg­li­chen Akti­vi­tä­ten kann Schwä­che zum limi­tie­ren­den Fak­tor wer­den. Ist das Gehen in der Ebe­ne noch unein­ge­schränkt mög­lich, muss für das Auf­ste­hen aus dem Sit­zen (STS) oder das Trep­pen­stei­gen bis zu einem Drei­fa­chen an Knie­dreh­mo­ment gene­riert wer­den. Die knie­stre­cken­de Mus­ku­la­tur wird bei die­sen Bewe­gun­gen beson­ders gefor­dert. Abneh­men­de Mus­kel­kraft steht im Kon­flikt mit dem Wunsch, ein hohes Maß an Selbst­stän­dig­keit im Alter zu bewah­ren. Das Auf­ste­hen aus dem Sit­zen ist immer die Vor­aus­set­zung für das Gehen. Ein­schrän­kun­gen der Mobi­li­tät beein­träch­ti­gen auch den all­ge­mei­nen Gesund­heits­zu­stand. So sind Effek­te sowohl auf das Herz-Kreis­lauf-Sys­tem als auch auf das see­li­sche Wohl­be­fin­den bekannt 3 4.

Um ein aut­ar­kes Leben so lan­ge wie mög­lich zu erhal­ten, ste­hen ver­schie­de­ne Hilfs­mit­tel zur Ver­fü­gung. Für ein erleich­ter­tes Auf­ste­hen sind Bade­wan­nen­sit­ze, Toi­let­ten­sitz­er­hö­hun­gen, Hal­te­grif­fe oder Auf­steh­stüh­le erhält­lich. Trep­pen­lif­te oder Auf­zü­ge ermög­li­chen das Über­win­den von Höhen­un­ter­schie­den. Die­se Hilfs­mit­tel sind jedoch orts­ge­bun­den und ste­hen ledig­lich in einem umge­rüs­te­ten Umfeld zur Ver­fü­gung. Eine Unter­stüt­zung im Außen­be­reich kann zwar durch assis­tie­ren­de Per­so­nen erfol­gen. Die­se Hil­fe kann von Ange­hö­ri­gen heut­zu­ta­ge häu­fig nicht geleis­tet wer­den. So sind älte­re Men­schen län­ger auf sich allei­ne gestellt und müs­sen, sobald sie auf Assis­tenz ange­wie­sen sind, in betreu­en­de Ein­rich­tun­gen umzie­hen oder Frem­de in ihren Tages­ab­lauf mit ein­be­zie­hen. Vor die­sem Hin­ter­grund wur­de das Ziel for­mu­liert, eine aktiv unter­stüt­zen­de Orthe­se als vom Nut­zer im All­tag mit­führ­ba­res Sys­tem zu ent­wi­ckeln. Das feh­len­de Dreh­mo­ment soll von außen ein­ge­bracht wer­den. Um exter­ne Kräfte­an den Men­schen zu kop­peln, eig­nen sich Orthe­sen als mobi­les Sys­tem, da über einen guten Form­schluss eine gute Kraft­über­tra­gung erreicht wer­den kann. Moto­ri­sier­te Orthe­sen, die meist hüft­über­grei­fend die kom­plet­ten unte­ren Extre­mi­tä­ten ein­fas­sen, wur­den bereits für die mili­tä­ri­sche Nut­zung ent­wi­ckelt 5 6 7. Die­se soge­nann­ten Exo­ske­let­te sol­len Sol­da­ten dazu befä­hi­gen, schwe­re­re Las­ten zu tra­gen oder die maxi­mal mög­li­che Lauf­stre­cke zu erhö­hen. Auch im medi­zi­ni­schen Bereich, bei­spiels­wei­se bei der The­ra­pie von Para­ple­gi­kern, wur­den bereits moto­ri­sier­te Orthe­sen ent­wi­ckelt 8. Die­se fin­den der­zeit im Umfeld der The­ra­pie Anwendung.

Der wesent­li­che Unter­schied des hier beschrie­be­nen Pro­jek­tes gegen­über bis­he­ri­gen Ent­wick­lun­gen besteht im Prin­zip in der Rest­kraft­ver­stär­kung und der Ziel­grup­pe von moto­risch gesun­den, jedoch schwa­chen Per­so­nen. Die Mobi­li­tät soll geför­dert wer­den, indem der Nut­zer immer dann mit einem zusätz­li­chen Dreh­mo­ment am Knie unter­stützt wird, wenn die eige­ne Kraft zur siche­ren Bewäl­ti­gung der Situa­ti­on nicht voll­stän­dig aus­reicht. Das Auf­ste­hen aus dem Sit­zen wur­de hier­zu als ers­te Anwen­dung defi­niert, da hier das erfor­der­li­che Knie­dreh­mo­ment bereits dop­pelt so groß wie beim Gehen in der Ebe­ne ist. Wäh­rend ande­rer Tätig­kei­ten, die aus eige­ner Kraft erfol­gen kön­nen, soll die Orthe­se ihren Nut­zer nicht beeinträchtigen.

Inner­halb des vor­ge­stell­ten Gemein­schafts­pro­jek­tes koope­rie­ren Inge­nieu­re der TU Darm­stadt aus dem Insti­tut für elek­tro­me­cha­ni­sche Kon­struk­ti­on sowie des Fach­be­reichs Rege­lungs­tech­nik und Mecha­tro­nik mit dem Bereich Bewe­gungs­ana­ly­se der Kli­nik für Ortho­pä­die und Unfall­chir­ur­gie am Uni­ver­si­täts­kli­ni­kum Heidelberg.

Refe­renz­da­ten­er­he­bung

Als Daten­grund­la­ge für den Auf­bau der akti­ven Orthe­se wur­den zunächst Refe­renz­da­ten der Auf­steh­be­we­gung erho­ben. Elf Pro­ban­den durch­lie­fen das Ver­suchs­pro­to­koll. Bei der Aus­wahl wur­de ledig­lich berück­sich­tigt, dass ein gesun­der All­ge­mein­zu­stand und kei­ne Ein­schrän­kun­gen des Bewe­gungs­ap­pa­ra­tes vor­lie­gen. Das Pro­ban­den­kol­lek­tiv besteht aus fünf Frau­en und sechs Män­nern (74,2 kg ± 14,3 kg; 1,78 m ± 0,09 m; 28,9 Jah­re ± 8,2 Jahre).

Mit­tels instru­men­tel­ler 3‑D-Bewe­gungs­ana­ly­sen ist es mög­lich, Bewe­gun­gen über räum­li­che und zeit­li­che Erfas­sung von Mar­kerku­geln an einem Pro­ban­den zu quan­ti­fi­zie­ren. Im Boden ein­ge­las­se­ne Kraft­mess­plat­ten mes­sen die Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te unter dem Fuß des Pro­ban­den in drei Raum­rich­tun­gen. Über ein zugrun­de lie­gen­des bio­me­cha­ni­sches Modell 9 10 las­sen sich aus die­sen Infor­ma­tio­nen sowohl die Bewe­gung der Gelen­ke (Kine­ma­tik) als auch extern wir­ken­de Gelenk­dreh­mo­men­te (Kine­tik) berech­nen. Sind die exter­nen Gelenk­dreh­mo­men­te bekannt, lässt sich auf die inter­nen von der Mus­ku­la­tur gegen­hal­ten­den Gelenk­dreh­mo­men­te schlie­ßen (Abb. 1). Die Auf­nah­men der Mar­ker­be­we­gung erfol­gen über ein 12-Kame­ra-Sys­tem (Vicon Moti­on Sys­tems Ltd., Oxford, Groß­bri­tan­ni­en). Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te wer­den mit­tels drei­er Kraft­mess­plat­ten erfasst (Kist­ler, Ost­fil­dern, Deutschland).

Mess­pro­to­koll

Pro Pro­band wer­den jeweils zehn Auf­steh­vor­gän­ge auf­ge­zeich­net. Die­se erfol­gen von einer höhen­ver­stell­ba­ren Bank, die so aus­ge­rich­tet ist, dass jeweils ein Fuß des Pro­ban­den auf einer Kraft­mess­plat­te posi­tio­niert wird. Eine zusätz­li­che Stüt­ze unter der Bank stellt den Kon­takt zu einer drit­ten Kraft­mess­plat­te her (Abb. 2). So kann der Zeit­punkt im Ver­lauf der Bewe­gung bestimmt wer­den, wenn der Pro­band die Sitz­flä­che ver­lässt (Seat-off= SO). Die Sitz­hö­he wird an die Unter­schen­kel­län­ge ange­passt. Die Pro­ban­den sind ange­wie­sen, aus frei gewähl­ter Sitz­po­si­ti­on mit selbst gewähl­ter Geschwin­dig­keit aufzustehen.

Aus den zehn Auf­steh­vor­gän­gen wird pro Pro­band von Beginn der Auf­steh­be­we­gung bis zum Errei­chen des auf­rech­ten Stands eine mitt­le­re Kine­ma­tik und Kine­tik der unte­ren ­Extre­mi­tä­ten bestimmt und für die Sagit­tal­ebe­ne als Zeit­rei­hen dar­ge­stellt. Das maxi­ma­le Knie­dreh­mo­ment wird für jeden Durch­gang bestimmt.

Im Inter­vall zwi­schen Start der Bewe­gung und SO nimmt die Hüft­fle­xi­on bis 100° zu. Nach dem SO erfolgt im Hüft­ge­lenk eine nahe­zu linea­re Exten­si­on, bis im auf­rech­ten Stand eine Null­stel­lung erreicht ist. Das Knie­ge­lenk ver­harrt im Fle­xi­ons­win­kel der Start­po­si­ti­on, die Exten­si­on beginnt kurz vor dem SO. Der auf­rech­te Stand und damit das Ende des Auf­steh­vor­gangs ist erreicht, wenn der Pro­band die Knie­stel­lung in leich­ter Hyper­ex­ten­si­on sichert. Das Sprung­ge­lenk reagiert bereits vor dem SO mit einem Anstieg der Dor­salex­ten­si­on. Die­se erreicht erst nach dem SO ihr Maxi­mum und geht von hier aus in Plan­t­ar­fle­xi­on. Sprung- und Hüft­ge­lenk reagie­ren als Ers­tes in der kine­ma­ti­schen Ket­te (Abb. 3).

Das Dreh­mo­ment ver­än­dert sich bereits vor dem SO und erreicht im Hüft­ge­lenk zum SO das Maxi­mum. Im Knie- und Hüft­ge­lenk wird das maxi­ma­le Dreh­mo­ment kurz nach dem SO erreicht (Abb.3). Für das maxi­ma­le Knie­dreh­mo­ment beim Auf­ste­hen aus dem Sit­zen ergibt sich über die gesam­te Refe­renz­grup­pe ein Mit­tel­wert von 1,07 Nm/kg ± 0,12 Nm/kg.

Ver­gli­chen mit dem Dreh­mo­ment beim ebe­nen Gehen ist zu erken­nen, dass das Knie­ge­lenk beson­ders gefor­dert ist (Tab. 1). Dies begrün­det die Ent­schei­dung, hier mit einer akti­ven Orthe­se zu unterstützen.

Akti­ve Orthese

Auf der Grund­la­ge die­ser Refe­renz­da­ten wur­den die Anfor­de­run­gen an den Antrieb ermit­telt und die­ser dem­entspre­chend aus­ge­legt. Haupt­kom­po­nen­te ist ein DC-Motor (Faul­ha­ber, Schö­naich, Deutsch­land). Über ein unter­set­zen­des Getrie­be und eine Feder wird das Motor­mo­ment in die Orthe­sen­ge­len­ke ein­ge­kop­pelt. Durch die Feder als elas­ti­sche Kom­po­nen­te des Antriebs wer­den Rei­bung und Träg­heit des Motors vom Nut­zer ent­kop­pelt, und das Antriebs­mo­ment lässt sich unab­hän­gig von der Bewe­gung des Nut­zers regeln 11. Dadurch wird erreicht, dass die Orthe­se in Situa­tio­nen ohne Unter­stüt­zung dem Nut­zer prak­tisch kei­nen Wider­stand entgegenstellt.

Für zwei Pro­ban­den wur­den KAF-Orthe­sen mit Kar­bon­rah­men in Hart-/Weich­guss-Tech­nik gefer­tigt. Um das zusätz­li­che Gewicht durch den Antrieb zu kom­pen­sie­ren und eine gute Ein­kop­pe­lung der exter­nen Kräf­te zu errei­chen, ist es zwin­gend not­wen­dig, mit Fuß­teil zu arbei­ten. Als Fuß­fas­sung wur­de eine Trek­king­san­da­le in den Pro­to­typ inte­griert. Die San­da­le wur­de bei der Fer­ti­gung auf dem Gips­mo­dell berück­sich­tigt, so dass eine pla­ne, dünn aus­ge­führ­te Kar­bon­soh­le zwi­schen San­da­le und der Lauf­soh­le mit Soh­len­sen­so­rik ein­ge­baut ist. Über ein uni­la­te­ra­les frei lau­fen­des Schar­nier­ge­lenk ist das Fuß­teil mit der Orthe­se ver­bun­den. Der Antrieb ist an den late­ra­len Schie­nen der Ober­hül­se mon­tiert und wiegt ca. 1,4 kg (Abb. 4).

Durch das Gewicht und die late­ra­li­sier­te Anbrin­gung des Antriebs wur­de der Schwer­punkt der unte­ren Extre­mi­tät jeweils deut­lich nach außen ver­la­gert. Dies wird gera­de beim Gehen als unna­tür­lich emp­fun­den und führt zu einer ver­grö­ßer­ten Schrittweite.

Sen­so­rik

Damit der Nut­zer in gewünsch­ter Wei­se unter­stützt wer­den kann, sind Infor­ma­tio­nen zu den aktu­el­len Gelenk­win­keln und Dreh­mo­men­ten not­wen­dig. Unter All­tags­be­din­gun­gen ist das 3‑D-Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tem mit sta­tio­nä­ren Kraft­mess­plat­ten nicht zur Erfas­sung von Boden­re­ak­ti­ons­kraft oder Gelenk­win­kel ver­füg­bar. Die­se Grö­ßen sind jedoch für die Berech­nung des Unter­stüt­zungs­mo­men­tes not­wen­dig und müs­sen zur Bestim­mung des Soll­mo­ments auch im täg­li­chen Ein­satz zur Ver­fü­gung ste­hen. Gelenk­win­kel wer­den über Win­kel­sen­so­ren im Orthe­sen­knie- und Sprung­ge­lenk ermit­telt. Zur Mes­sung der Boden­re­ak­ti­ons­kraft unter dem Fuß wur­den minia­tu­ri­sier­te Kraft­sen­so­ren aus­ge­wählt, die in der Fuß­plat­te der Orthe­se inte­griert sind. Um eine Teil­fle­xi­bi­li­tät der Soh­le zu erhal­ten, ist die in sich stei­fe Sen­sor­ein­heit geteilt und jeweils eine Ein­heit im Fer­sen­be­reich und eine zwei­te Ein­heit distal der Bal­len­li­nie zwi­schen San­da­le und Lauf­soh­le eingebaut.

Im Ver­gleich zu hüft­über­grei­fen­den Sys­te­men schränkt eine KAFO mit Unter­stüt­zung am Knie­ge­lenk deut­lich weni­ger ein. So ent­fällt jedoch die sen­so­ri­sche Win­kel­in­for­ma­ti­on durch das Hüft­ge­lenk, um z. B. den Start der STS-Bewe­gung zu erken­nen. Es konn­te gezeigt wer­den, dass die Win­kel­sen­so­rik in Kom­bi­na­ti­on mit der Kraft­mes­sung unter den Fuß­soh­len zur Berech­nung des Unter­stüt­zungs­mo­ments in den getes­te­ten Situa­tio­nen aus­rei­chend ist.

Berech­nung des Unterstützungsmomentes

Die akti­ve Unter­stüt­zung erfolgt ana­log der Ser­vo­len­kung im Auto. Mit einem bio­me­cha­ni­schen Modell, erstellt in der Arbeits­grup­pe Rege­lungs­tech­nik, wird aus den sen­so­risch erfass­ten Win­kel- und Kraft­da­ten zeit­ge­nau das vom Nut­zer auf­ge­brach­te Knie­mo­ment berech­net. Mul­ti­pli­ziert mit einem Ver­stär­kungs­fak­tor ergibt sich das durch die Antrie­be zuge­schal­te­te Unter­stüt­zungs­mo­ment. Als Ver­stär­kungs­fak­tor wur­den zunächst 30 % fest­ge­legt, ange­lehnt an den in der Lite­ra­tur beschrie­be­nen Kraft­ver­lust von ca. 30 % im Zuge des Alte­rungs­pro­zes­ses 12.

Alter­na­ti­ve Gelenkkinematiken

Wer­den exter­ne Kräf­te in den mensch­li­chen Bewe­gungs­ap­pa­rat ein­ge­kop­pelt, ist es wich­tig, die ana­to­mi­schen Struk­tu­ren zu schüt­zen. Die Dreh-Gleit-Bewe­gung des Knie­ge­lenks wur­de bereits 1836 von Weber beschrie­ben 13. Die­se kom­bi­nier­te Bewe­gung führt zu einer wan­dern­den momen­ta­nen Knie­dreh­ach­se wäh­rend der Fle­xi­on bzw. Exten­si­on. Sobald ein Dreh­mo­ment von außen in die Gelenk­struk­tur ein­ge­bracht wird, ist die Kon­gru­enz der ana­to­mi­schen und der orthe­ti­schen Ach­se beson­ders wich­tig. Nur so kön­nen Scher­kräf­te ver­mie­den wer­den, um einer Schä­di­gung der ana­to­mi­schen Struk­tur vor­zu­beu­gen. Ein ein­fa­ches Schar­nier­ge­lenk reicht daher für die Anwen­dung in einer akti­ven Orthe­se nicht aus.

Vor der Kon­struk­ti­on alter­na­ti­ver Gelen­ke wur­de die Rela­tiv­be­we­gung von nicht ver­bun­de­nen Orthe­sen­scha­len am Pro­ban­den mit­tels ­3‑D-Bewe­gungs­ana­ly­se auf­ge­zeich­net. Der Ver­lauf der momen­ta­nen Dreh­ach­se in Bezug zur Kom­pro­miss­dreh­ach­se nach Niet­ert 14 wur­de so unter Berück­sich­ti­gung der weich­tei­li­gen Bewe­gung bestimmt. Auf Basis die­ser Daten wur­den inner­halb der Arbeits­grup­pe Akto­rik drei alter­na­ti­ve Knie­ki­ne­ma­ti­ken abge­lei­tet und auf­ge­baut (Abb. 5).

Das Gelenk mit Gleit­füh­rung (b) besteht aus einem ein­fa­chen Schar­nier­ge­lenk, das in einem Lang­loch in 90° zur Ober­schen­kel­längs­ach­se auf dem pro­xi­ma­len Gelen­k­an­teil läuft. Für die Feder­schlit­ten­kon­struk­ti­on © ver­läuft ein Schar­nier­ge­lenk in einem Lang­loch par­al­lel zur Ober­schen­kel­längs­ach­se. Damit Ober- und Unter­hül­se nicht durch ihr Eigen­ge­wicht auf­ein­an­der zurut­schen, kom­pen­siert eine Feder im dista­len Anteil das ­Eigen­ge­wicht und erlaubt bei auf­tre­ten­den Scher­kräf­ten eine Ver­schie­bung der Dreh­ach­se. Die Vie­rer­ge­lenk­ket­te (d) bil­det über die Rela­ti­on der ein­zel­nen Schen­kel­län­gen den Ver­lauf einer momen­ta­nen Knie­dreh­ach­se nach (Abb. 6).

Um die Kon­gru­enz die­ser Gelen­ke zur ana­to­mi­schen Momen­tan­dreh­ach­se zu beur­tei­len, wird ähn­lich der Arbeit von Wetz und Jacob 2001 15 der jeweils pro­xi­ma­le Gelen­k­an­teil sowohl medi­al als auch late­ral über eine Sen­so­rik­ein­heit mit der Orthe­sen­hül­se ver­bun­den. Der Sen­sor erfasst Kräf­te, die axi­al des Ober­schen­kel­seg­men­tes wir­ken. So lässt sich im Pro­band­en­test (Abb. 7) auf Inkon­gru­en­zen zwi­schen der Orthe­sen­ki­ne­ma­tik und dem ana­to­mi­schen Gelenk zurückschließen.

Gleich­zei­tig zur mess­tech­ni­schen Erfas­sung wird der Pro­band nach sei­nem sub­jek­ti­ven Emp­fin­den befragt. Hier soll­te er beur­tei­len, wie gut das Orthe­sen­ge­lenk sei­ner Bewe­gung folgt und ob in bestimm­ten Win­kel­durch­läu­fen ein erhöh­ter Wider­stand zu ver­spü­ren ist.

Zur Aus­wer­tung der Scher­kraft­mes­sung wird der Dyna­mik­um­fang (DR), also der Abstand zwi­schen Mini­mum und Maxi­mum, der Kraft­mes­sung bei den STS-Bewe­gun­gen betrach­tet (sie­he Abb. 7). Am Kraft­ver­lauf sind die ein­zel­nen Bewe­gungs­pha­sen zu erken­nen. Die gemit­tel­ten Kräf­te aus dem Test betra­gen beim Hin­set­zen maxi­mal 177 N ± 12 N und mini­mal 61 N ± 17 N (Tab. 2). Die gerings­ten Scher­kräf­te erge­ben sich mit der Feder­schlit­ten­kon­struk­ti­on mit 52 N ± 8 N beim Auf­ste­hen und 61 N ± 17 N beim Hin­set­zen. Auf­grund der ver­rin­ger­ten Scher­kraft lässt sich auf eine ver­rin­ger­te Rela­tiv­be­we­gung zwi­schen orthe­ti­scher und ana­to­mi­scher Ach­se bei die­ser Gelenk­kon­struk­ti­on schließen.

Die ermit­tel­ten Scher­kräf­te zur Beur­tei­lung der Orthe­sen­ge­len­ke zei­gen eine gute Über­ein­stim­mung mit der sub­jek­ti­ven Rück­mel­dung des Testprobanden.

Mit einer Vie­rer­ge­lenk­ket­te lässt sich der Ver­lauf einer momen­ta­nen Dreh­ach­se prä­zi­se wie­der­ge­ben. Es kommt den­noch zu unan­ge­neh­men Scher­kräf­ten, sobald die­se Gelen­ke nicht exakt zuein­an­der posi­tio­niert sind. Der Feder­schlit­ten kann die­se in der Pra­xis nicht ver­meid­ba­re Unge­nau­ig­keit sehr gut kom­pen­sie­ren und ermög­licht zudem, dass sich die Momen­tan­dreh­ach­se der Orthe­sen­ge­len­ke zur ana­to­mi­schen Ach­se aus­rich­ten kann.

Grund­vor­aus­set­zung für eine mög­lichst redu­zier­te Rela­tiv­be­we­gung zwi­schen Orthe­se und Bein ist die Pass­form der Hül­sen sowie die Posi­tio­nie­rung der Kom­pro­miss­dreh­ach­se nach Niet­ert, da die­se auch als Bezugs­punkt der neu kon­stru­ier­ten Feder­schlit­ten­ki­ne­ma­tik dient.

Über eine funk­tio­nel­le Metho­de 16 lie­ße sich mathe­ma­tisch gege­be­nen­falls eine noch genaue­re Refe­renz­ach­se bestim­men. Die­se errech­ne­te Refe­renz anstatt der Kom­pro­miss­dreh­ach­se nach Niet­ert für die Orthe­sen­fer­ti­gung auf das Gips­po­si­tiv zu über­tra­gen ist in der prak­ti­schen Umset­zung jedoch man­gels Bezugs­punk­ten nur schwer mög­lich. Daher bewährt es sich für die Pra­xis, die Kom­pro­miss­dreh­ach­se nach Niet­ert als Bezugs­punkt beizubehalten.

Dass die Feder­schlit­ten­kon­struk­ti­on die bes­ten Ergeb­nis­se hin­sicht­lich der Kon­gru­enz lie­fert, lässt sich mit der Kom­bi­na­ti­on aus vor­ge­ge­be­nem Ver­lauf und zuge­las­se­nem Spiel­raum erklären.

Mes­sung der Mus­kel­ak­ti­vi­tät zur Beur­tei­lung des Funktionsprinzips

Um den Unter­stüt­zungs­ef­fekt der akti­ven Orthe­se auf den Nut­zer zu beur­tei­len, wird die Mus­kel­ak­ti­vi­tät des M. rec­tus femo­ris wäh­rend des Pro­to­ty­pen­tests mit Pro­ban­den auf­ge­zeich­net (EMG-Sys­tem, Bio­vi­si­on, Wehr­heim, Deutsch­land) (Abb. 8). Es wird ange­nom­men, dass die Unter­stüt­zung durch die Orthe­se eine Redu­zie­rung der maxi­ma­len Mus­kel­ak­ti­vi­tät zur Fol­ge hat.

Zeit­syn­chron wer­den Dreh­mo­ment, Strom und Motor­win­kel des Antriebs auf­ge­zeich­net. So las­sen sich die Daten der Bewe­gungs­ana­ly­se und der Mus­kel­ak­ti­vi­tät in Bezug zu den Motor­da­ten begut­ach­ten. Die Pro­ban­den stan­den jeweils zehn Mal mit Unter­stüt­zung des Motors und mit zu null gere­gel­tem Dreh­mo­ment auf. Die maxi­ma­le Mus­kel­ak­ti­vi­tät im gefil­ter­ten und rek­ti­fi­zier­ten EMG-Signal wird im Zeit­fens­ter um den SO betrach­tet und zwi­schen der unter­stütz­ten und der 0‑Mo­ment-Kon­di­ti­on verglichen.

Es ergibt sich im Mit­tel eine um 26 % gerin­ge­re maxi­ma­le Mus­kel­ak­ti­vi­tät in der unter­stütz­ten Kon­di­ti­on, ver­gli­chen mit der 0‑Mo­ment-Kon­di­ti­on. Der zeit­li­che Signal­ver­lauf zeigt, dass die Akti­vie­rung des M. rec­tus femo­ris deut­lich vor dem SO erfolgt.

Die par­al­le­le Signal­dar­stel­lung zeigt einen Anstieg der Mus­kel­ak­ti­vi­tät (rot) kurz vor dem SO. Die Unter­stüt­zung durch das Antriebs­mo­ment (blau) erfolgt zeit­ge­recht mit dem EMG, wobei das Antriebs­mo­ment das Maxi­mum bereits etwas frü­her erreicht. Die­ses wird bis zu einem Knie­win­kel (pink) von ca. 75° gehal­ten (Abb. 9).

Die Aus­wer­tung der Mus­kel­ak­ti­vi­tät zeigt, dass es mit akti­ver Unter­stüt­zung durch die Orthe­se zu einer Redu­zie­rung des Maxi­mums im Bereich des SO kommt.

Fazit

Für das maxi­ma­le Knie­dreh­mo­ment beim Auf­ste­hen aus dem Sit­zen ergibt sich über die gesam­te Refe­renz­grup­pe ein Mit­tel­wert von 1,07 Nm/kg± 0,12 Nm/kg. Die auf­ge­bau­te Akto­rik erreicht das nöti­ge Dreh­mo­ment von 30 % des Refe­renz­mo­men­tes. Die Ent­schei­dung für eine Unter­stüt­zung des Knie­ge­lenks bestä­tigt sich in den Gelenk­mo­men­ten der Probandenmessung.

Es konn­te gezeigt wer­den, dass die Feder­schlit­ten­kon­struk­ti­on eine gute Kon­gru­enz zur ana­to­mi­schen Knie­dreh­ach­se lie­fert, auch bei einer Unter­stüt­zung von außen durch den Motor.

Über Win­kel- und Fuß­soh­len­sen­so­rik konn­te die Bestim­mung des Unter­stüt­zungs­mo­men­tes beim STS zuver­läs­sig erfol­gen. Der rela­tiv gro­ße Bau­raum der Soh­len­sen­so­rik erschwert jedoch das Gehen auf Treppen.

In Situa­tio­nen, in denen Nut­zer kein zusätz­li­ches Moment benö­ti­gen, zeig­te das Kon­zept aus SEA mit ent­spre­chen­der Rege­lung, dass ein trans­pa­ren­tes Mit­lau­fen der Orthe­se mit 0‑Moment mög­lich ist. Die Rück­mel­dung der Pro­ban­den beim Gehen in der Ebe­ne bestä­tigt dies. Die Ent­schei­dung, das eige­ne Knie­dreh­mo­ment nach dem Ser­vo­prin­zip zu ver­stär­ken, bringt den Vor­teil, dass der Nut­zer die Funk­ti­ons­wei­se des Sys­tems als intui­tiv empfindet.

Aus­blick

Um die Reak­ti­on des Nut­zers auf die Steue­rung der Orthe­se genau­er zu beur­tei­len, wer­den für die wei­te­ren Ver­su­che auch Flex- und Exten­so­ren des Sprung­ge­lenks betrach­tet. Hier könn­te eine ver­mehr­te Sta­bi­li­sie­rung als Reak­ti­on auf die exter­ne Unter­stüt­zung statt­fin­den. Tests mit wei­te­ren Pro­ban­den und auch älte­ren Men­schen müs­sen zei­gen, ob die beob­ach­te­ten Effek­te hier wie­der zu fin­den sind.

Dar­über hin­aus müs­sen auch ande­re All­tags­si­tua­tio­nen erprobt wer­den. Ziel­ten die bis­he­ri­gen Unter­su­chun­gen maß­geb­lich auf die Unter­stüt­zung bei kon­zen­tri­schen Abläu­fen wie dem STS oder dem Trep­pen­stei­gen, so ist auch das Trepp­ab­ge­hen als exzen­tri­sche Bewe­gung ent­ge­gen der Wir­k­rich­tung des Antriebs eine Situa­ti­on, in der der Nut­zer von der akti­ven Orthe­se pro­fi­tie­ren kann (Abb. 10). Ein ver­än­der­tes Antriebs­kon­zept soll den late­ral ange­brach­ten Motor erset­zen. Mit­tels ver­teil­ter Akto­rik kann der nächs­te Pro­to­typ schlan­ker wer­den. So wür­de auch die ungüns­ti­ge Gewichts­ver­tei­lung reduziert.

Das vor­ge­stell­te Gemein­schafts­pro­jekt wird durch die Deut­sche For­schungs­ge­mein­schaft gefördert.

Für die Autoren:
Dipl.-Ing. (FH) Julia Block
PhD Ste­fan van Drongelen
Abtei­lung Bewegungsanalytik
Uni­ver­si­täts­kli­ni­kum Hei­del­berg, Kli­nik für Ortho­pä­die und Unfallchirurgie
Schlier­ba­cher Land­stra­ße 200a
69118 Hei­del­berg
julia.block@med.uni-heidelberg.de

Dipl.-Ing. (FH) Roman Müller
Tech­ni­sche Uni­ver­si­tät Darmstadt
Insti­tut für Elek­tro­me­cha­ni­sche Konstruktionen
Merck­stra­ße 25
64283 Darm­stadt

Begut­ach­te­ter Beitrag/Reviewed paper

Zita­ti­on
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