„KURT“ – ein gelenk­scho­nen­der manu­el­ler Rollstuhlantrieb

Ein­lei­tung

Der Roll­stuhl ist eines der am häu­figs­ten ver­wen­de­ten tech­ni­schen Hilfs­mit­tel in der Reha­bi­li­ta­ti­on. Laut WHO ver­wen­den etwa 1,85 % der Welt­be­völ­ke­rung – das ent­spricht unge­fähr 65 Mil­lio­nen Men­schen – einen Roll­stuhl zur täg­li­chen Fort­be­we­gung, und zwar sowohl Men­schen mit kör­per­li­chen Behin­de­run­gen als auch Men­schen mit redu­zier­ter Mus­kel­kraft wie z. B. Senio­ren ¹. Ein Groß­teil der Roll­stüh­le wird manu­ell über einen Greif­ring ange­trie­ben. Mecha­nisch gese­hen ist dies eine sehr ein­fa­che Lösung: Über den par­al­lel zu den Rei­fen ange­brach­ten Greif­ring wer­den die Räder prak­tisch direkt durch die Arme wei­ter­ge­dreht. Die­se Bewe­gungs­form ist jedoch unphy­sio­lo­gisch, wenig effi­zi­ent und durch einen sehr gerin­gen Wir­kungs­grad geprägt ²: Stu­di­en haben gezeigt, dass beim Antrieb über den Greif­ring nur etwa 10 % der auf­ge­brach­ten Mus­kel­kraft direkt in Antriebs­leis­tung umge­wan­delt wer­den. Die Antriebs­be­we­gung mit dem Greif­ring ist cha­rak­te­ri­siert durch kur­ze, sich stän­dig wie­der­ho­len­de Antriebs­pha­sen sowie – vor allem an Schul­ter und Hand­ge­lenk – durch die Kom­bi­na­ti­on von hohen Belas­tun­gen mit gleich­zei­tig extre­men Gelenk­aus­len­kun­gen. Die­se hohen, unphy­sio­lo­gi­schen Belas­tun­gen füh­ren häu­fig zu Pro­ble­men an den Gelen­ken, bei­spiels­wei­se zu einem Kar­pal­tun­nel­syn­drom oder zu einem Schul­ter-Impinge­ment-Syn­drom (Schul­ter­eng­pass­syn­drom) ³. Die Mus­keln, wel­che die Schul­ter umspan­nen, üben rela­tiv gro­ße Kräf­te aus, um Gelenk­sta­bi­li­tät zu gewähr­leis­ten und erheb­li­che Schul­ter­mo­men­te für den Vor­trieb zu erzeu­gen. Die hohen Gelenk­mo­men­te, die vom gro­ßen Brust­mus­kel und vom vor­de­ren Del­ta­mus­kel – den „Antriebs­ma­schi­nen“ beim Roll­stuhl­an­trieb – erzeugt wer­den, wir­ken sich desta­bi­li­sie­rend auf den Schul­ter­ge­lenk­kom­plex aus. Zur Sta­bi­li­sie­rung des Gelenks erzeu­gen die Rota­to­ren­man­schet­ten­mus­keln hohe Mus­kel­kräf­te und damit Gelenk­druck­kräf­te, wäh­rend ihr Bei­trag zum äuße­ren Dreh­mo­ment um das Glen­oh­u­me­ral­ge­lenk gering ist.

Für den manu­el­len Roll­stuhl­an­trieb gibt es nur weni­ge zweck­mä­ßi­ge Alter­na­ti­ven zum her­kömm­li­chen Greif­ring ². Eine auch kom­mer­zi­ell erhält­li­che Vari­an­te stellt der Antrieb durch Hebel dar, bei dem sich die obe­re Extre­mi­tät in einem phy­sio­lo­gisch güns­ti­ge­ren Bereich bewegt, denn dabei wer­den sowohl wäh­rend der Druck- als auch wäh­rend der Zug­pha­se Antriebs­kräf­te auf­ge­bracht. Aller­dings muss die Bewe­gung jeweils an den Umkehr­punk­ten abge­bremst und die Rich­tung der Kraft­auf­brin­gung umge­kehrt wer­den, was zwangs­läu­fig zu hohen Beschleu­ni­gun­gen und damit auch hohen Gelenk­be­las­tun­gen führt. Reque­jo und Kol­le­gen ⁴ zeig­ten, dass der Hebel­an­trieb die Rich­tung der Glen­oh­u­me­ral-Kon­takt­kraft in der Schul­ter ändert, die resul­tie­ren­de Kraft jedoch etwa gleich groß ist.

Eine kon­ti­nu­ier­li­che Antriebs­be­we­gung der Arme dage­gen ist bei den soge­nann­ten Hand­bikes gege­ben, die über Hand­kur­beln ange­trie­ben wer­den. Da hier aber eine gan­ze Antriebs­ein­heit vor­ne am Roll­stuhl mon­tiert wer­den muss, sind Hand­bikes wesent­lich län­ger als nor­ma­le Roll­stüh­le; sie erlau­ben kei­ne Kur­ven mit klei­nen Radi­en und sind daher vor allem für den Gebrauch im Frei­en, aber nicht in beeng­ten Innen­räu­men geeig­net ⁵.

Im Rah­men der hier vor­ge­stell­ten Arbeit wur­de eine neue manu­el­le Antriebs­form für den Roll­stuhl ent­wi­ckelt: Im Gegen­satz zur her­kömm­li­chen Metho­de, bei der die obe­re Extre­mi­tät sich an die mecha­ni­schen Gege­ben­hei­ten – den Greif­ring und des­sen Geo­me­trie – anpas­sen muss, lau­te­te die Ziel­set­zung hier, vom Mus­kel-Ske­lett-Sys­tem der obe­ren Extre­mi­tät aus­zu­ge­hen und eine mecha­ni­sche Antriebs­form zu ent­wi­ckeln, bei der die Gelen­ke nur in ergo­no­misch güns­ti­gen Berei­chen belas­tet und die Mus­kel­kräf­te mit hohem Wir­kungs­grad in Antriebs­leis­tung umge­wan­delt wer­den. Es soll­te also eine sowohl gelenk­scho­nen­de­re als auch effi­zi­en­te­re Antriebs­form entstehen.

Mate­ri­al und Methode

Com­pu­ter­ge­stütz­te Ent­wick­lung der opti­mier­ten Antriebsform

Um in der Bio­me­cha­nik nume­risch eine neue Bewe­gungs­form zu bestim­men, wird eine soge­nann­te „for­ward dyna­mic opti­miza­ti­on“ durch­ge­führt. Dazu wird zunächst ein Mus­kel-Ske­lett-Modell erstellt und ein mög­li­cher Bewe­gungs­ab­lauf simu­liert; sodann wer­den alle Para­me­ter wie Berei­che und Höhe der Mus­kel­ak­ti­vi­tät durch einen Opti­mie­rungs­al­go­rith­mus so lan­ge vari­iert, bis eine opti­ma­le Lösung gefun­den ist. Um die opti­ma­le Antriebs­be­we­gung für den manu­el­len Roll­stuhl­an­trieb zu bestim­men, wur­de also im ers­ten Schritt eine Com­pu­ter­si­mu­la­ti­on einer Roll­stuhl-Antriebs­be­we­gung erstellt; dazu wur­de die Soft­ware „Open­Sim 3.3“ ⁶ verwendet.

Das ver­wen­de­te bio­me­cha­ni­sche Modell des Ober­kör­pers (Abb. 1) umfasst sie­ben star­re Seg­men­te (Wir­bel­säu­le und Brust­korb, Schlüs­sel­bein, Schul­ter­blatt, Hume­rus, Ulna, Radi­us und Hand), die durch Gelen­ke mit­ein­an­der ver­bun­den sind. Ins­ge­samt sie­ben Frei­heits­gra­de (DoF) ermög­li­chen Arti­ku­la­tio­nen an fol­gen­den Positionen:

• an der Schul­ter (Fle­xi­on, Fle­xi­ons­ebe­ne, Rotation),
• am Ell­bo­gen (Fle­xi­on),
• am Unter­arm (Rota­ti­on) und
• am Hand­ge­lenk (Devia­ti­on und Flexion).

Dar­über hin­aus sind 30 Mus­kel-Seh­nen-Aktua­to­ren imple­men­tiert, wel­che die Gelen­ke umspan­nen. Die Hand ist fest mit dem Hand­griff ver­bun­den, des­sen Lage über zwei zusätz­li­che rota­to­ri­sche Frei­heits­gra­de bestimmt wird. Der Hand­griff kann sich auf einer belie­bi­gen Bahn in der Ebe­ne der Räder des Roll­stuh­les bewe­gen. In einer dyna­mi­schen Opti­mie­rung wur­de errech­net, bei wel­cher Bewe­gungs­kur­ve des Hand­grif­fes durch die Mus­kel­kräf­te die maxi­ma­le Antriebs­leis­tung bei der vor­ge­ge­be­nen kon­stan­ten Win­kel­ge­schwin­dig­keit von 50 Umdre­hun­gen pro Minu­te (U/min) auf­ge­bracht wer­den kann, wobei die Gelenk­win­kel auf die phy­sio­lo­gi­schen Berei­che und die Bewe­gung auf die Ebe­ne des Hin­ter­ra­des des Roll­stuhls beschränkt waren. Die resul­tie­ren­de Bahn­kur­ve mit einem Zir­ku­la­ri­täts­ver­hält­nis (Funk­ti­on des Umfangs und der Flä­che; ein Kreis hat eine Zir­ku­la­ri­tät von 1) von 0,951 ist in Abbil­dung 2 dar­ge­stellt. Die Opti­mie­rung ergab eine Net­to­an­triebs­leis­tung von 34 Watt bei 50 U/min ⁷.

Für die expe­ri­men­tel­len Unter­su­chun­gen wur­de ein sta­tio­nä­rer Test­stand ent­wi­ckelt und auf­ge­baut (Abb. 3), auf dem ein han­dels­üb­li­cher Roll­stuhl fixiert wird, sodass die Räder kei­nen Kon­takt zum Boden haben ⁸. Ein gesteu­er­ter bürs­ten­lo­ser Motor in Kom­bi­na­ti­on mit einem unter dem Roll­stuhl mon­tier­ten Getrie­be und einem Schwung­rad simu­liert Beschleu­ni­gun­gen und Ver­zö­ge­run­gen sowie die Wider­stän­de beim Roll­stuhl­fah­ren. Zahn­rie­men über­tra­gen das Antriebs- bzw. Brems­mo­ment von der Motor-Getrie­be-Ein­heit zum manu­el­len Antrieb – ent­we­der ein klas­si­sches Roll­stuhl­rad mit Greif­ring oder ein alter­na­ti­ver Antriebs­me­cha­nis­mus wie der kur­bel­ba­sier­te Antrieb „KURT“, durch den die simu­lier­te opti­ma­le Bahn­kur­ve des Hand­grif­fes rea­li­siert wur­de (Abb. 4). „KURT“ besteht aus einer Kur­bel, die um den Lager­punkt C rotiert und wäh­rend der Umdre­hung ihre Län­ge durch eine inte­grier­te Gleit­füh­rung ändert. Eine Füh­rungs­scha­blo­ne gibt die Län­gen­än­de­rung der Kur­bel vor, sodass sich der Hand­griff genau auf der opti­mier­ten Bahn bewegt, die zuvor nume­risch ermit­telt wur­de (Abb. 2). Auf dem Roll­stuhl wird „KURT“ ent­we­der anstatt oder auf der Arm­leh­ne mon­tiert; die Posi­ti­on des Lager­punk­tes C muss an die indi­vi­du­el­len Kör­per­ma­ße des Fah­rers ange­passt wer­den. Ent­spre­chen­de hori­zon­ta­le und ver­ti­ka­le Ver­stell­mög­lich­kei­ten sind in dem in Abbil­dung 4 gezeig­ten Mecha­nis­mus für den Test­be­trieb mit ver­schie­de­nen Pro­ban­den inte­griert. Wenn ein Roll­stuhl eines indi­vi­du­el­len Nut­zers mit dem „KURT“-Mechanismus aus­ge­stat­tet wird, kann die­ser durch Weg­fall der Ver­stell­mög­lich­kei­ten noch wesent­lich schlan­ker aus­ge­führt und zusätz­lich für das Umset­zen weg­ge­klappt wer­den. In jedem Fall wird der Roll­stuhl durch den Mecha­nis­mus samt Hand­kur­beln nicht brei­ter, sodass er pro­blem­los auch in Innen­räu­men ver­wen­det wer­den kann.

Expe­ri­men­tel­le Eva­lu­ie­rung des kur­bel­ba­sier­ten Antrie­bes „KURT“

Um den manu­el­len Roll­stuhl­an­trieb mit „KURT“ mit dem Antrieb durch den her­kömm­li­chen Greif­ring zu ver­glei­chen, wur­den in einer Koope­ra­ti­on der TU Wien mit dem AUVA Reha­bi­li­ta­ti­ons­zen­trum Wei­ßer Hof (Klos­ter­neu­burg, Öster­reich) meh­re­re Test­se­ri­en mit Roll­stuhl­fah­rern durch­ge­führt. An der Stu­die nah­men acht Pro­ban­den mit Quer­schnitt­läh­mung teil, die den Roll­stuhl zur täg­li­chen Fort­be­we­gung nutzen.

• Bestim­mung der Gelenk­be­las­tun­gen: In einer ers­ten Test­se­rie wur­de ermit­telt, wel­che Gelenk­be­las­tun­gen beim Antrieb eines Roll­stuh­les mit dem „KURT“-Mechanismus im Ver­gleich zum her­kömm­li­chen Greif­ring in der Pra­xis tat­säch­lich auf­tre­ten. Die Tests wur­den auf dem oben beschrie­be­nen roll­stuhl­ba­sier­ten Prüf­stand durch­ge­führt. Je eine „KURT“-Antriebseinheit wur­de für die lin­ke und die rech­te Hand mon­tiert; als Hand­griff der rech­ten Hand wur­de ein spe­zi­ell ent­wi­ckel­ter kabel­lo­ser Kraft­mess­griff mit inte­grier­tem Kraft- und Dreh­mo­ment­sen­sor zur Mes­sung der von der Hand auf­ge­brach­ten Kräf­te ver­wen­det. Zum Ver­gleich wur­den eben­so die auf­tre­ten­den Hand­kräf­te beim Antrieb mit­tels Greif­ring über ein Roll­stuhl­rad mit inte­grier­ter Sen­so­rik („Smart-Wheel“, Out-Front, Pas­co, WA, USA) gemes­sen. Ein Bewe­gungs­ana­ly­se­sys­tem mit 8 Kame­ras (Moti­on Ana­ly­sis Cor­po­ra­ti­on, San­ta Rosa, CA, USA) wur­de ein­ge­setzt, um die Bewe­gung der Kör­per­seg­men­te wäh­rend der Tests zu erfas­sen. Die Tests wur­den bei zwei Last­stu­fen von 25 Watt und von 35 Watt und mit einer simu­lier­ten Roll­stuhl­ge­schwin­dig­keit von 1,1 m/s durch­ge­führt. Auf einem Dis­play wur­den die tat­säch­li­che Geschwin­dig­keit und die zu errei­chen­de Soll-Geschwin­dig­keit ange­zeigt, um wäh­rend der Tests mög­lichst genau die Soll-Geschwin­dig­keit hal­ten zu kön­nen. Das in Abbil­dung 1 dar­ge­stell­te Modell des Ober­kör­pers wur­de zuvor für jeden Pro­ban­den auf des­sen indi­vi­du­el­le Kör­per­ma­ße ska­liert; sodann wur­den aus den auf­ge­zeich­ne­ten Bewe­gungs­t­ra­jek­to­ri­en der reflek­tie­ren­den Mar­ker und den gemes­se­nen Kraft­da­ten am Hand­griff mit­tels Inver­ser Kine­ma­tik sowie Inver­ser Dyna­mik die Ver­läu­fe der Gelenk­win­kel und der Gelenk­mo­men­te an den Gelen­ken der obe­ren Extre­mi­tät berechnet.
• Ener­gie­ver­brauch beim Antrieb des Roll­stuh­les: Zur Ermitt­lung des Ener­gie­ver­brau­ches führ­ten die Pro­ban­den auf dem Roll­stuhl­prüf­stand inkre­men­tel­le Belas­tungs­tests durch, wobei abwech­selnd ein Rad mit Greif­ring und der „KURT“-Mechanismus zum Antrieb ver­wen­det wur­den. Die durch den Prüf­stand auf­ge­brach­te Wider­stands­leis­tung wur­de begin­nend bei 10 Watt kon­stant um 5 Watt pro Minu­te erhöht. Der Test wur­de been­det, wenn ent­we­der 55 Watt Wider­stands­leis­tung erreicht wur­den oder die Test­per­son kör­per­lich erschöpft war. Unter Ver­wen­dung eines trag­ba­ren Atem­gas­ana­ly­se­sys­tems (Spi­ro­er­go­me­trie) („Cos­med K5“, Cos­med GmbH, Fri­dol­fing, D) das in Abbil­dung 3a zu sehen ist, wur­den kon­ti­nu­ier­lich die Sau­er­stoff­auf­nah­me und der Koh­len­di­oxid­aus­stoß auf­ge­nom­men und dar­aus der Ener­gie­ver­brauch ermit­telt ⁹. Der mecha­ni­sche Brut­to­wir­kungs­grad errech­net sich aus dem Ver­hält­nis zwi­schen der tat­säch­li­chen Wider­stands­leis­tung des Prüf­stands und dem Ener­gie­ver­brauch des Probanden.

Ergeb­nis­se

Hand­kraft­ver­lauf

Beim kur­bel­ba­sier­ten Antrieb „KURT“ wird die Antriebs­kraft rela­tiv gleich­mä­ßig über den Antriebs­zy­klus auf­ge­bracht, wäh­rend beim Antrieb mit­tels Greif­ring nur in der soge­nann­ten Push-Pha­se Kräf­te auf­ge­bracht wer­den kön­nen, die des­we­gen bei glei­cher Belas­tung wesent­lich höher sind. Die Unter­schie­de der Kraft­auf­brin­gung wäh­rend eines gesam­ten Zyklus sind in Abbil­dung 5 dargestellt.

Gelenk­be­las­tun­gen

Die ermit­tel­ten Gelenk­win­kel­be­rei­che waren beim Antrieb mit „KURT“ für alle Frei­heits­gra­de im phy­sio­lo­gi­schen Bereich. Bei „KURT“ bleibt die Schul­ter­ro­ta­ti­on annä­hernd im ergo­no­misch güns­ti­gen Bereich, wäh­rend sie beim Greif­ring zu einem gro­ßen Teil außer­halb des ergo­no­mi­schen Berei­ches liegt. Die Gelenk­win­kel­be­rei­che für Hand­ge­lenk­de­via­ti­on und ‑fle­xi­on blei­ben bei „KURT“ mit sehr klei­nen Aus­schlä­gen durch­ge­hend im ergo­no­misch güns­ti­gen Bereich, woge­gen beim Antrieb mit­tels Greif­ring am Hand­ge­lenk wesent­lich grö­ße­re Gelenk­win­kel­be­rei­che zu erken­nen sind, die im Fal­le der Devia­ti­on auch über den ergo­no­mi­schen Bereich hin­aus­ge­hen (Abb. 6). Da Pro­ble­me durch den manu­el­len Roll­stuhl­an­trieb vor allem an Schul­ter und Hand­ge­lenk auf­tre­ten, wer­den die­se bei­den Gelen­ke im Fol­gen­den genau­er betrachtet.

Abbil­dung 7 zeigt die maxi­ma­len Momen­ten­be­las­tun­gen im Ver­gleich, eben­falls für Schul­ter- und Hand­ge­lenk. Es ist deut­lich zu erken­nen, dass die Belas­tun­gen bei „KURT“ wesent­lich nied­ri­ger sind, was durch die kon­ti­nu­ier­li­che Kraft­auf­brin­gung und die dadurch deut­lich klei­ne­ren Kon­takt­kräf­te an der Hand erklärt wer­den kann. Der größ­te Unter­schied zeigt sich bei der Hand­ge­lenk­de­via­ti­on; hier ist das Gelenk­mo­ment beim Antrieb mit­tels Greif­ring im Ver­gleich zu „KURT“ mehr als 7‑mal so groß.

Ener­gie­ver­brauch

Die Ergeb­nis­se der Mes­sun­gen mit Spi­ro­er­go­me­trie zei­gen, dass der Ener­gie­ver­brauch bei der Ver­wen­dung von „KURT“ bei Last­stu­fen zwi­schen 10 und 45 Watt im Schnitt 27 % nied­ri­ger ist als beim Antrieb mit dem her­kömm­li­chen Greif­ring (Abb. 8); der errech­ne­te mecha­ni­sche Brut­to­wir­kungs­grad GME war für „KURT“ im Schnitt 30 % höher.

Dis­kus­si­on

Mit der Ent­wick­lung des alter­na­ti­ven Roll­stuhl­an­trie­bes „KURT“ ist es gelun­gen, eine Antriebs­form zu ent­wi­ckeln, bei der sich die mecha­ni­schen Gege­ben­hei­ten an den Fah­rer und vor allem das Mus­kel-Ske­lett-Sys­tem der obe­ren Extre­mi­tät anpas­sen und nicht umge­kehrt, wie es beim klas­si­schen Antrieb mit dem Greif­ring der Fall ist, bei dem der Fah­rer sich an das Gerät anpas­sen muss. Die Ergeb­nis­se zei­gen, dass bei Ver­wen­dung von „KURT“ extre­me, ergo­no­misch ungüns­ti­ge Gelenk­win­kel vor allem am Hand­ge­lenk ver­mie­den wer­den kön­nen und dass durch die kon­ti­nu­ier­li­che Kraft­auf­brin­gung die Kon­takt­kräf­te an der Hand wesent­lich nied­ri­ger sind, was auch zu gerin­ge­ren Maxi­mal­be­las­tun­gen an den Gelen­ken führt. Da der Hand­griff um sei­ne eige­ne Ach­se und auch um die Ach­se in der Kur­bel dreh­bar gela­gert ist, kann das Hand­ge­lenk wäh­rend des gesam­ten Antriebs­zy­klus nahe der neu­tra­len Posi­ti­on gehal­ten wer­den, in der auch die Kraft am bes­ten über­tra­gen wer­den kann. Die Unter­schie­de der Gelenk­win­kel­be­rei­che am Schul­ter­ge­lenk wer­den im Ver­gleich zum kon­ven­tio­nel­len Greif­ring-Antrieb durch ein in Zukunft ver­füg­ba­res schlan­ke­res Design noch deut­lich grö­ßer aus­fal­len, da dadurch der Bewe­gungs­ab­lauf näher am Kör­per statt­fin­den kann. Auf jeden Fall wird die Antriebs­kraft­er­zeu­gung durch die Auf­brin­gung in der Zug- und Druck­pha­se auf eine grö­ße­re Anzahl von Mus­keln und damit auch eine grö­ße­re Mus­kel­mas­se ver­teilt, was einer­seits Über­las­tun­gen von Mus­keln ver­mei­det und ande­rer­seits eine Atro­phie weni­ger akti­vier­ter Mus­keln ver­mei­den kann. Ins­ge­samt bleibt das Mus­kel­gleich­ge­wicht der die Gelen­ke umspan­nen­den Mus­keln, die jeweils für Fle­xi­on und Exten­si­on zustän­dig sind, bes­ser erhal­ten als bei der ein­sei­ti­gen Belas­tung beim Antrieb mit­tels Greifring.

Der hohe Ener­gie­ver­brauch und die nied­ri­ge mecha­ni­sche Effi­zi­enz beim Antrieb mit dem Greif­ring wer­den in der Lite­ra­tur ¹⁰ mit der unter­bro­che­nen, kom­ple­xen Antriebs­be­we­gung und dem Ener­gie­ver­lust durch die Beschleu­ni­gungs- und Abbrems­pha­sen der Arme jeweils zu Beginn und Ende der Kraft­auf­brin­gung erklärt. Die im Rah­men die­ser Stu­die durch­ge­führ­ten Spi­ro­er­go­me­trie-Tests führ­ten zur sel­ben Erkennt­nis, was somit auch den ermit­tel­ten nied­ri­ge­ren Ener­gie­ver­brauch und die höhe­re Effi­zi­enz von „KURT“ erklärt. Des Wei­te­ren konn­ten in den Tests mit „KURT“ auch höhe­re Last­stu­fen erreicht wer­den als mit dem Greif­ring-Antrieb. Dies wird auch durch die gemes­se­ne, weit­aus nied­ri­ge­re Herz­fre­quenz beim Kur­beln mit „KURT“ im Ver­gleich zum Greif­ring-Antrieb ersicht­lich. Stu­di­en mit Hand­bikes zeig­ten ähn­li­che Effek­te ¹¹.

Der hier beschrie­be­ne und in den Abbil­dun­gen 3 und 4 visua­li­sier­te Auf­bau ist auf­grund der für die Tests not­wen­di­gen Ver­stell­bar­keit noch rela­tiv klo­big; in den beschrie­be­nen Test­rei­hen ging es vor allem um die Ermitt­lung der Mus­kel- und Gelenk­be­las­tun­gen und die Veri­fi­ka­ti­on der nume­ri­schen Ergeb­nis­se. In einem von der Öster­rei­chi­schen For­schungs­för­de­rung (FWF) geför­der­ten Anschluss­pro­jekt geht es jetzt (Stand: Juli 2021) dar­um, die Kon­struk­ti­on noch wei­ter an die Erfor­der­nis­se des All­tags anzu­pas­sen. Eine Umfra­ge, an der Roll­stuhl­fah­rer aus dem gan­zen deutsch­spra­chi­gen Raum teil­ge­nom­men haben, hat erge­ben, dass poten­zi­el­len Benut­zern in Bezug auf die All­tags­taug­lich­keit vor allem wich­tig ist,

• dass „KURT“ ohne Werk­zeug mög­lichst ein­fach mon­tiert und demon­tiert wer­den kann,
• dass es ohne gro­ßen Auf­wand für Trans­fers weg­klapp­bar ist sowie
• dass es Brem­sen und einen Frei­lauf besitzt, damit sich die Kur­beln nach dem Los­las­sen nicht weiterbewegen.

Als wesent­lich wur­den des Wei­te­ren fol­gen­de Aspek­te angesehen:

• ein Rück­wärts­gang,
• die Mög­lich­keit, den Roll­stuhl um die eige­ne Ach­se zu dre­hen, sowie
• die Ver­wen­dung kom­for­ta­ble­rer, gepols­ter­ter Griffe.

In einem Kon­struk­ti­ons­wett­be­werb haben Teams von Schü­le­rin­nen und Schü­lern Höhe­rer Tech­ni­scher Schu­len in Öster­reich ihre Krea­ti­vi­tät bewie­sen und Vor­schlä­ge für die Inte­gra­ti­on der oben genann­ten Anfor­de­run­gen in den „KURT“-Antrieb ent­wor­fen. Die von einer inter­dis­zi­pli­nä­ren Jury best­be­wer­te­ten Vor­schlä­ge wer­den der­zeit (Stand: Juli 2021) umge­setzt, und es soll die ers­te Ver­si­on eines schlan­ken und maxi­mal all­tags­taug­li­chen „KURT“ ent­ste­hen. Die Ent­wick­lung kann auf der Home­page kurtproject.com ver­folgt wer­den; auf der Sei­te ist auch ein Video zu fin­den, das den ers­ten Pro­to­typ von „KURT“ in Akti­on zeigt.

Schluss­fol­ge­run­gen

Im Rah­men die­ser Stu­die konn­te gezeigt wer­den, dass durch den neu ent­wi­ckel­ten kur­bel­ba­sier­ten Antriebs­me­cha­nis­mus „KURT“ sowohl die Belas­tun­gen der Mus­kel- und Gelenk­struk­tu­ren als auch der Ener­gie­ver­brauch beim manu­el­len Antrieb eines Roll­stuh­les ver­rin­gert wer­den. Auf­grund der kom­pak­ten Bau­wei­se ist „KURT“ auch für den täg­li­chen Gebrauch in Innen­räu­men geeig­net. Beson­de­re Vor­tei­le bringt die Ver­wen­dung von „KURT“ für sol­che Roll­stuhl­fah­rer, die bereits unter Pro­ble­men an den Gelen­ken lei­den und die­se des­halb wäh­rend der täg­li­chen Fort­be­we­gung mög­lichst wenig belas­ten wol­len. Genau­so kann „KURT“ aber auch vor­beu­gend ver­wen­det wer­den, um Ver­let­zun­gen, die durch mus­ku­lä­res Ungleich­ge­wicht an den Gelen­ken und hohe Belas­tun­gen an extre­men Gelenk­po­si­tio­nen ent­ste­hen kön­nen, zu ver­mei­den und eine effi­zi­en­te­re Fort­be­we­gung mit dem Roll­stuhl zu ermöglichen.

Dank­sa­gung
Die Ent­wick­lung des gelenk­scho­nen­den Roll­stuhl­an­trie­bes „KURT“ wur­de von der Öster­rei­chi­schen For­schungs­för­de­rungs­ge­sell­schaft (FWF) im Rah­men der Pro­jek­te P 25507-B24 und WKP 130‑B gefördert.

Für die Autoren:
Univ.-Prof. Dipl.-Ing. Dr. Mar­git Gföhler
For­schungs­be­reich Biomechanik
und Reha­bi­li­ta­ti­ons­tech­nik
Insti­tut für Konstruktionswissenschaften
und Pro­dukt­ent­wick­lung
Tech­ni­sche Uni­ver­si­tät Wien
Getrei­de­markt 9/307/3
A‑1060 Wien
Öster­reich
margit.gfoehler@tuwien.ac.at

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

1. World Health Orga­niza­ti­on (WHO), Regio­nal Of_ce for South-East Asia. Fact sheet on wheel­chairs. Octo­ber 2010. https://apps.who.int/iris/bitstream/handle/10665/205041/B4616.pdf (Zugriff am 28.05.2021)
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