Opti­mier­te Anpas­sung von Beinprothesenschäften

V. Noll, C. Schumacher, K. Neuheuser, M. Braun, F. Blab, B. Kleiner, F. Starker, P. Beckerle, U. Schneider
In diesem Artikel wird ein Forschungsvorhaben zur Objektivierung der Schaftanpassung in der Beinprothetik vorgestellt. Dazu werden zunächst die Relevanz der Schaftanpassung, das derzeitige Vorgehen und aktuelle Forschungsansätze diskutiert. Im Anschluss wird der Projektansatz bestehend aus Messdatenerhebung und Modellierung der Stumpf-Schaft-Interaktion in dynamischen Gangsituationen sowie der Erfassung von Expertenwissen und Nutzererfahrungen im Schaftanpassungsprozess detaillierter beschrieben und deren Zusammenwirken erläutert. Dabei werden bereits Ergebnisse aus einer Expertendiskussion präsentiert: Einschlusskriterien für Probanden sowie kritische Geometrieareale in der Anpassung längsovaler Prothesenschäfte.

Ein­lei­tung

Der Bereich der Bein­pro­the­tik hat sich in den letz­ten Jahr­zehn­ten rasant wei­ter­ent­wi­ckelt. Mecha­tro­ni­sche Kom­po­nen­ten wie bei­spiels­wei­se das C‑Leg von Otto­bock, das Rheo Knee von Össur oder das Ori­on von Blatch­ford sind aus All­tags­pro­the­sen nicht mehr weg­zu­den­ken. Ver­gli­chen mit der Wei­ter­ent­wick­lung von Knie­ge­len­ken und Pro­the­sen­fü­ßen haben sich Schaft­sys­te­me, vor allem deren Anpas­sung, wenig ver­än­dert. Dabei hat die Stumpf-Schaft-Schnitt­stel­le als Bin­de­glied zwi­schen Mensch und tech­ni­schem Sys­tem erheb­li­chen Ein­fluss auf die Zufrie­den­heit des Nut­zers und des­sen Mobi­li­tät 1. Durch den Schaft wird die Last­über­tra­gung, die Sta­bi­li­tät und die Kon­trol­le der Pro­the­se gewähr­leis­tet 2. Eine schlech­te Pas­sung ver­min­dert nicht nur die Pro­the­sen­kon­trol­le, son­dern kann auch zur Beschä­di­gung des angren­zen­den Gewe­bes füh­ren 3.

Typi­scher­wei­se wer­den Pro­the­sen­schäf­te manu­ell her­ge­stellt 4, wobei die Stumpf­ab­for­mung eine der anspruchs­volls­ten Tätig­kei­ten des Ortho­pä­die-Tech­ni­kers dar­stellt. In enger Kom­mu­ni­ka­ti­on mit dem Pati­en­ten ver­sucht der Exper­te die Gewe­be­cha­rak­te­ris­ti­ka indi­vi­du­ell zu erfas­sen, indem bei­spiels­wei­se schmerz­emp­find­li­che Berei­che erfragt und ertas­tet wer­den. Bereits in der Anfer­ti­gung des Gips­ab­drucks am Pati­en­ten wer­den so Plä­ne für die spä­te­re Zweck­form berück­sich­tigt. So schätzt der Ortho­pä­die-Tech­ni­ker anhand der Stumpf­kon­sti­tu­ti­on des­sen Ver­hal­ten in dyna­mi­schen Gang­si­tua­tio­nen ab und lässt dies in die Abfor­mung der Stumpf­geo­me­trie ein­flie­ßen. Es ent­steht ein modi­fi­zier­tes Abbild des Stump­fes, das nicht der unbe­las­te­ten Stumpf­kon­tur ent­spricht, son­dern unter Berück­sich­ti­gung der vom Ortho­pä­die-Tech­ni­ker pro­gnos­ti­zier­ten Belast­bar­keit der ver­schie­de­nen Stumpf­re­gio­nen defor­miert ist. Das ent­stan­de­ne Modell des Stump­fes kann je nach Exper­ti­se des Ortho­pä­die-Tech­ni­kers eine ande­re Form auf­wei­sen 5. Ein mit Hil­fe die­ses Stumpf­mo­dells geform­ter Test­schaft wird für ers­te Geh­ver­su­che genutzt und dient somit als Grund­la­ge für wei­te­re Anpas­sun­gen des Sys­tems basie­rend auf den sub­jek­ti­ven Rück­mel­dun­gen des Pati­en­ten. Je nach Exper­ti­se des Tech­ni­kers und Feed­back des Pati­en­ten sind vie­le Ite­ra­tio­nen bis zur Errei­chung eines fina­len Schaft­sys­tems not­wen­dig. Ein Nach­weis über die medi­zi­nisch rich­ti­ge und/oder ver­träg­lichs­te Form wird dabei nicht erbracht, d. h., das Vor­ge­hen und die Ergeb­nis­se sind nicht anhand objek­ti­ver Kri­te­ri­en nach­voll­zieh­bar 6.

Durch tech­ni­sche Hilfs­mit­tel lässt sich die­se ite­ra­ti­ons­rei­che und damit zeit­in­ten­si­ve und belas­ten­de Arbeits­pha­se für Ortho­pä­die-Tech­ni­ker und Pati­en­ten glei­cher­ma­ßen unter­stüt­zen. Die aktu­ell in der For­schung unter­such­ten Unter­stüt­zungs­maß­nah­men beru­hen zum Groß­teil auf der Digi­ta­li­sie­rung der äuße­ren Geo­me­trie des Stump­fes und des­sen Zusam­men­set­zung (bspw. 7 8 9 10 ). Die­se Infor­ma­tio­nen wer­den im Anschluss als Ein­gangs­da­ten für Com­pu­ter­si­mu­la­tio­nen ver­wen­det. Die dar­aus gewon­ne­nen Ergeb­nis­se unter­stüt­zen den Ortho­pä­die-Tech­ni­ker im Anpas­sungs­pro­zess: Bspw. wird mit­tels inte­grier­tem FEA-CAM-Ver­fah­ren direkt eine ers­te Schaft­form her­ge­stellt. Nach­tei­lig sind hier­bei die hohen Kos­ten sowie die teil­wei­se hohe Strah­len­be­las­tung durch den Ein­satz bild­ge­ben­der Ver­fah­ren. Ein wei­te­rer begren­zen­der Fak­tor die­ser Ansät­ze ist die Beschrän­kung auf die Stumpf­ver­mes­sung im sta­ti­schen Zustand; indi­vi­du­el­le Ver­än­de­run­gen der Stumpf­geo­me­trie sowie Bewe­gun­gen des Kno­chens im Weich­ge­we­be wäh­rend des Gang­zy­klus wer­den nicht erfasst.

Das im Fol­gen­den vor­ge­stell­te For­schungs­vor­ha­ben umfasst unter ande­rem die Ver­mes­sung der dyna­mi­schen Stumpf-Schaft-Inter­ak­ti­on und der Bio­me­cha­nik, die durch die Erfas­sung des sub­jek­ti­ven Pati­en­ten­emp­fin­dens sowie modell­ba­sier­te Berech­nungs­me­tho­den ergänzt wer­den. Unter Berück­sich­ti­gung der Exper­ti­se beglei­ten­der Ortho­pä­die-Tech­ni­ker wer­den aus den mess­tech­nisch-modell­ba­sier­ten Ergeb­nis­sen Hand­lungs­emp­feh­lun­gen zur Schaft­her­stel­lung abge­lei­tet. Auf die­se Wei­se soll das Vor­ge­hen in der Schaft­her­stel­lung objek­ti­viert wer­den, sodass die Nach­weis­bar­keit der Schaft­pas­sung quan­ti­fi­zier­bar wird.

Im vor­lie­gen­den Arti­kel wird zunächst die inte­gra­ti­ve Ent­wick­lungs­me­tho­dik vor­ge­stellt, die die­sem For­schungs­vor­ha­ben zugrun­de liegt. Anschlie­ßend wer­den die ver­schie­de­nen Ansät­ze zur Quan­ti­fi­zie­rung des dyna­mi­schen Ver­hal­tens der Stumpf-Schaft-Schnitt­stel­le sowie der Schaft­an­pas­sung dar­ge­legt, bevor das Zusam­men­wir­ken die­ser Metho­den erläu­tert wird.

Vor­stel­lung der inte­gra­ti­ven Entwicklungsmethodik

Um Schaft­ver­sor­gun­gen mit hoher und gleich­blei­ben­der Qua­li­tät zu ermög­li­chen, wer­den Mess­da­ten aus der Gang­ana­ly­se mit Hil­fe bio­me­cha­ni­scher Model­le aus­ge­wer­tet und die Ergeb­nis­se mit sub­jek­ti­ven Bewer­tun­gen von Nut­zern und Exper­ten abge­gli­chen. Die expe­ri­men­tel­le Unter­su­chung der dyna­mi­schen Gang­si­tua­ti­on stellt die Grund­la­ge zur Ana­ly­se der Stumpf-Schaft-Inter­ak­ti­on im bio­me­cha­ni­schen Modell dar. Hier­bei wer­den die Wech­sel­wir­kun­gen zwi­schen Schaft und Stumpf im Last­fall umfas­send ver­mes­sen. Es sol­len die bio­me­cha­ni­schen Mess­grö­ßen des Bewe­gungs­ab­laufs und des damit ver­bun­de­nen Druck­ver­laufs an der Stumpf­Schaft-Schnitt­stel­le sowie die Reak­ti­on des ober­fläch­li­chen Gewe­bes erho­ben wer­den. Die indi­vi­du­el­le Geo­me­trie des Ober­schen­kel­stump­fes, bei­spiels­wei­se die Ampu­ta­ti­ons­hö­he oder der Umfang des Ober­schen­kels, muss dabei mess­tech­nisch durch die Posi­tio­nie­rung der Sen­so­ren am Schaft beach­tet wer­den. Die­se Fak­to­ren kön­nen im bio­me­cha­ni­schen Modell durch Para­me­ter­va­ria­ti­on berück­sich­tigt wer­den. Die Über­ga­be der Mess­punk­te an das bio­me­cha­ni­sche Modell muss jedoch unab­hän­gig vom Geo­me­trie­aspekt stan­dar­di­siert erfol­gen. Dies erfor­dert eine Vor­ver­ar­bei­tung und Zusam­men­fas­sung der Sen­sor­wer­te in die gefor­der­te Norm. Die erho­be­nen Mess­da­ten erlau­ben die Anpas­sung des bio­me­cha­ni­schen Modells an die Rea­li­tät sowie des­sen Vali­die­rung. Dar­aus resul­tiert eine Simu­la­ti­on der Belas­tungs­si­tua­ti­on am Stumpf durch die Ver­knüp­fung der Mess­da­ten mit dem bio­me­cha­ni­schen Modell. Ziel ist die Iden­ti­fi­ka­ti­on der rele­van­ten Mess­grö­ßen für die Nut­zung zur Schaft­syn­the­se und deren mess­tech­ni­sche Erfassung.

Um repro­du­zier­ba­re und vali­dier­ba­re Mess­ergeb­nis­se zu ermög­li­chen, wird eine homo­ge­ne Pati­en­ten­grup­pe spe­zi­fi­ziert. In einer Dis­kus­si­ons­run­de mit Exper­ten aus Ortho­pä­die-Tech­nik und Wis­sen­schaft wur­den die nach­fol­gen­den Ein­schluss­kri­te­ri­en iden­ti­fi­ziert: Die betrach­te­te Pati­en­ten­grup­pe weist eine trans­fe­mu­ra­le Ampu­ta­ti­on (Stumpf­län­ge von Femur Mit­te bis dista­les Drit­tel) auf, wobei die Ampu­ta­ti­on min­des­tens 24 Mona­te zurück­liegt. Zunächst wer­den Pati­en­ten unter­sucht, die mit einem zufrie­den­stel­len­den Schaft (längs­ova­le Geo­me­trie mit Vaku­um-Ver­schluss­sys­tem) ver­sorgt wer­den konn­ten. Merk­ma­le der Mobi­li­täts­klas­se 3 oder höher gewähr­leis­ten unwe­sent­li­che Mobi­li­täts­ein­schrän­kun­gen des Pati­en­ten. Sen­si­bi­li­täts- und Durch­blu­tungs­stö­run­gen sowie eine insta­bi­le gesund­heit­li­che Situa­ti­on stel­len Aus­schluss­kri­te­ri­en dar.

Eine Her­aus­for­de­rung stellt das Mes­sen repro­du­zier­ba­rer Wer­te dar, denn das Volu­men des Stump­fes unter­liegt indi­vi­du­el­len natür­li­chen Schwan­kun­gen, die tageszeit‑, lang­zeit- und belas­tungs­ab­hän­gig sind und in unter­schied­li­chen Druck­ver­hält­nis­sen wäh­rend des Gangs resul­tie­ren 11 12. Das Stu­di­en­de­sign berück­sich­tigt die­se Unste­tig­keit durch einen defi­nier­ten Ablauf mit Ruhe­pha­sen, Mes­sun­gen vor und nach einer defi­nier­ten Belas­tung sowie Wiederholungsmessungen.

In der bio­me­cha­ni­schen Modell­ent­wick­lung wer­den ver­ein­fach­te Model­le der Dyna­mik der Stumpf-Schaft-Schnitt­stel­le für die Ana­ly­se und Prä­dik­ti­on von Rela­tiv­be­we­gun­gen und Belas­tun­gen erstellt. Neben die­sen quan­ti­ta­ti­ven Kri­te­ri­en zur Bewer­tung der Ver­sor­gungs­qua­li­tät fließt die nut­zer­sei­ti­ge Wahr­neh­mung („Human Fac­tors“) in die Ent­wick­lung ein. Hier­zu wer­den Fra­ge­bo­gen- und Inter­view­stu­di­en durch­ge­führt und bezüg­lich Kri­te­ri­en wie Tra­ge­kom­fort oder wahr­ge­nom­me­ne Funk­tio­na­li­tät und Sicher­heit bewer­tet und objektiviert.

Abbil­dung 1 zeigt das in 13 vor­ge­stell­te Rah­men­werk zur Mensch-Maschi­ne-zen­trier­ten Pro­the­sen­ent­wick­lung. In die­se flie­ßen die Erkennt­nis­se der Gang­ana­ly­se sowie der bio­me­cha­ni­schen Model­lie­rung zur tech­ni­schen Anfor­de­rungs­ana­ly­se ein (z. B. durch die Fest­le­gung der gefor­der­ten Bewe­gun­gen oder Kräfte/Momente). Um basie­rend dar­auf men­schori­en­tier­te Schaft­de­signs zu ent­wi­ckeln, wer­den die Ergeb­nis­se der Nut­zer­stu­di­en zur Fest­stel­lung und Model­lie­rung der rele­van­ten Human Fac­tors genutzt. In einer Dis­kus­si­on von Exper­ten aus unter­schied­li­chen Dis­zi­pli­nen – z. B. Ortho­pä­die-Tech­nik, Psy­cho­lo­gie, Medi­zin (-tech­nik), Inge­nieurs- und Sport­wis­sen­schaf­ten – wird durch die Qua­li­ty-Func­tion-Deploy­ment-Metho­de 14 der Schwer­punkt der tech­ni­schen Ent­wick­lung so fest­ge­legt, dass die Prio­ri­tä­ten an den Nut­zer­an­for­de­run­gen aus­ge­rich­tet sind. Anschlie­ßend erfol­gen der Ent­wurf und die Umset­zung des tech­ni­schen Sys­tems mit eta­blier­ten Metho­den aus dem Inge­nieur­be­reich (z. B. V‑Modell nach VDI 2206).

Die auf die­se Wei­se erar­bei­te­ten Schaft­de­signs und Vor­ge­hens­wei­sen zur Fer­ti­gung wer­den mit den Erfah­run­gen von Ortho­pä­die-Tech­ni­kern abge­gli­chen. Das Wis­sen die­ser Exper­ten wird in Inter­views erfasst und durch sta­tis­ti­sche Aus­wer­tung objek­ti­viert, um Aspek­te wie Mate­ri­al­aus­wahl und geo­me­tri­sche Gestal­tung zu gene­ra­li­sie­ren. Die Gegen­über­stel­lung mit den Ergeb­nis­sen aus der Mensch-Maschi­ne-zen­trier­ten Pro­the­sen­ent­wick­lung erlaubt einer­seits deren Vali­die­rung und ande­rer­seits ihre Erwei­te­rung durch die Auf­stel­lung von Regeln zur Schaft­syn­the­se. Hier­zu kön­nen die Mess­da­ten und bio­me­cha­ni­schen Model­le genutzt wer­den, um mit dem Exper­ten­wis­sen ent­spre­chen­de Lösun­gen zu generieren.

Ver­schie­de­ne Ansät­ze zur Objek­ti­vie­rung der Schaftanpassung

Im Fol­gen­den wer­den die ver­schie­de­nen Ansät­ze zur Objek­ti­vie­rung der Schaft­an­pas­sung erläu­tert. Zen­tra­le Aspek­te sind hier­bei die mess­tech­ni­sche Erfas­sung des indi­vi­du­el­len Gangs in All­tags­si­tua­tio­nen sowie das Ver­hal­ten der Stumpf-Schaft-Schnitt­stel­le, die Erhe­bung von Exper­ten­wis­sen und Nut­zer­er­fah­run­gen sowie die Model­lie­rung des Schnittstellenverhaltens.

Mess­tech­ni­sche Erfas­sung: Gang­la­bor­um­ge­bung und Sensorik

Für detail­lier­te pro­ban­den­ba­sier­te Unter­su­chun­gen und ent­spre­chen­de Auf­bau­ten (z. B. für Trep­pen- und Ram­pen­mo­du­le) wird viel Platz benö­tigt. Des Wei­te­ren ist es erfor­der­lich, Sen­so­ren wie Kraft­mess­plat­ten varia­bel im Raum plat­zie­ren zu kön­nen. Im Rah­men des Pro­jekts wird ein modu­la­res Bewe­gungs­la­bor genutzt (Abb. 2). Die Basis des­sen bil­det ein Pro­fil­rah­men­sys­tem, in wel­chem sich Kraft­mess­plat­ten sowie ver­schie­de­ne Unter­grün­de sowohl im Boden als auch in varia­blen Trep­pen- und Ram­pen­mo­du­len inte­grie­ren las­sen. Die wäh­rend der Unter­su­chung ver­wen­de­ten Infra­rot- und opti­schen Kame­ras las­sen sich durch varia­ble Auf­hän­gun­gen sowohl an der Decke als auch auf Boden­ni­veau im Raum ver­tei­len. Hier­durch ste­hen die Kame­ras immer in einem für die Mes­sung opti­ma­len Win­kel zum fokus­sier­ten Objekt. Somit las­sen sich die für das Vor­ha­ben benö­tig­ten dyna­mi­schen Gang- und Bewe­gungs­si­tua­tio­nen opti­mal erfassen.

Für eine mög­lichst all­tags­re­le­van­te Aus­sa­ge­kraft der dyna­mi­schen Stumpf-Schaft-Pass­form wur­de ein Ver­suchs­par­cours (Abb. 3), bestehend aus Gehen in der Ebe­ne, Dre­hun­gen um 90°, einer Ram­pe mit varia­bler Stei­gung (5 %, 7,5 % und 10 %) und Trep­pen­auf­stieg und ‑abstieg, spezifiziert.

Der Fokus des For­schungs­vor­ha­bens liegt auf der direk­ten Stumpf-Schaft-Inter­ak­ti­on in dyna­mi­schen Situa­tio­nen, wie sie bis­her aus Prak­ti­ka­bi­li­täts­grün­den nicht erfass­bar waren. Für die detail­lier­te Unter­su­chung der Schaft­me­cha­nik und der Stumpf-Schaft-Schnitt­stel­le las­sen sich ver­schie­de­ne Sen­sor­sys­te­me ein­set­zen. Die genaue (+/– 0,5 mm) drei­di­men­sio­na­le Posi­tio­nie­rung der Pro­the­se rela­tiv zu den Kör­per­seg­men­ten lässt sich mit­tels Video- und Infra­rot­ka­me­ra (zehn Kame­ras, Qua­li­sys Oqus 400) mit reflek­tie­ren­den Mar­kern erfas­sen. Kine­ma­ti­sche Grö­ßen las­sen sich an der Kon­takt­stel­le der Pro­the­se bzw. des kon­tralate­ra­len Bei­nes zum Boden mit Mehr­kom­po­nen­ten-Kraft- und Momen­ten-Mess­plat­ten (AMTI Accu­Gait) erfas­sen. Zusätz­lich lässt sich ein Kraft- und Momen­ten­sen­sor (CPI iPecs) in den Pro­the­sen­auf­bau inte­grie­ren, um unab­hän­gig von den Kraft­mess­plat­ten wei­te­re kine­ti­sche Grö­ßen zu erfas­sen. Dar­über hin­aus wer­den bis zu vier mobi­le kapa­zi­ti­ve Druck­sen­sor­mat­ten (Novel) in den Schaft plat­ziert. Hier­durch lässt sich in die­sen Berei­chen der dyna­mi­sche Anpress­druck zwi­schen Haut und Liner bzw. Schaft erfassen.

Zusätz­lich wird die Haut­tem­pe­ra­tur und ihr zeit­li­cher Ver­lauf über lokal im Schaft ange­brach­te Tem­pe­ra­tur­sen­so­ren erfasst, um Infor­ma­tio­nen über Druck­stel­len und Pass­form aus­zu­wer­ten. Unter­stützt wer­den die Mes­sun­gen durch hoch­auf­lö­sen­de Ther­mo­gra­fie­ka­me­ras (Mess­auf­lö­sung: +/– 0,1 °C). Auf­ga­be die­ses Ver­fah­rens ist es, die Reak­ti­on der Haut und der tie­fer­lie­gen­den Gewe­be­schich­ten unmit­tel­bar nach der Belas­tung auf­zu­neh­men. In einer Stu­die von Ver­ho­nick 15 konn­te eine Kor­re­la­ti­on der Ober­flä­chen­tem­pe­ra­tur der Haut sowohl mit der Dau­er als auch der Stär­ke von Druck­rei­zen auf­ge­zeigt wer­den. Dar­aus kön­nen kri­tisch durch­blu­te­te Area­le für die Emp­feh­lung einer Schaft­geo­me­trie abge­lei­tet wer­den. Die Vor­tei­le die­ses Mess­ver­fah­rens lie­gen einer­seits in der hohen räum­li­chen Auf­lö­sung, ande­rer­seits in der ver­läss­li­chen Abbil­dung der phy­sio­lo­gi­schen Reak­ti­on des Gewe­bes auf Belas­tun­gen (Druck- und Scher­kräf­te). Da der Anstieg der Haut­tem­pe­ra­tur mit einer Ver­zö­ge­rung im Minu­ten­be­reich statt­fin­det, ist kei­ner­lei Ein­griff in das Stumpf-Schaft-Sys­tem nötig. Zusätz­lich wer­den der drei­di­men­sio­na­le Pro­the­sen­auf­bau und die Kon­tur des Bein­stumpfs mit hand­ge­führ­ten 3‑D-Scan­nern (FARO Free­style) erfasst und digitalisiert.

Das Mess­sys­tem für Erpro­bung der Stumpf-Schaft-Inter­ak­ti­on ist so aus­ge­legt, dass mehr Mess­grö­ßen, ‑kanä­le und ‑daten erho­ben wer­den als not­wen­dig. Im Ver­lauf des Pro­jekts sol­len sowohl durch Erkennt­nis­se aus den gewon­ne­nen Mess­da­ten als auch aus der Erfas­sung des Exper­ten­wis­sens, der Nut­zer­er­fah­run­gen sowie der Model­lie­rung die not­wen­di­gen Mess­pa­ra­me­ter und ‑stel­len redu­ziert werden.

Erfas­sung von Exper­ten­wis­sen und Nutzererfahrungen

Impli­zi­tes und expli­zi­tes Wis­sen der Ortho­pä­die-Tech­ni­ker bei der Anpas­sung von Pro­the­sen­schäf­ten soll durch Inter­views, Exper­ten­ge­sprä­che und Ver­hal­tens­be­ob­ach­tun­gen wäh­rend des Anpas­sungs­pro­zes­ses erfasst wer­den. Eine ers­te Exper­ten­run­de zum The­ma „Iden­ti­fi­ka­ti­on von Pro­blem­zo­nen im Schaft­be­reich“ wur­de mit fünf Ortho­pä­die-Tech­ni­kern und sie­ben Exper­ten aus den Wis­sen­schafts­dis­zi­pli­nen Maschi­nen­bau, Mecha­tro­nik, Sport­wis­sen­schaft, Phy­sik, Medi­zin, Medi­zin­tech­nik und Psy­cho­lo­gie durch­ge­führt. Dabei wur­den zwei Fra­ge­stel­lun­gen diskutiert:

  1. Bezeich­nung pro­blem­re­le­van­ter Zonen im Schaft auf­grund der Erfah­run­gen der Orthopädie-Techniker
  2. Bezeich­nung pro­blem­re­le­van­ter Zonen im Schaft auf­grund ite­ra­ti­ver Anpas­sungs­schrit­te beru­hend auf Rück­mel­dun­gen der Prothesenträger

Zu bei­den Fra­ge­stel­lun­gen soll­ten die Ver­tre­ter der Ortho­pä­die-Tech­nik die iden­ti­fi­zier­ten Berei­che auf einem trans­pa­ren­ten Pro­be­schaft far­big mar­kie­ren. In Abbil­dung 4 sind die zu Fra­ge­stel­lung 1 mar­kier­ten Berei­che in Blau, die zu Fra­ge­stel­lung 2 mar­kier­ten Berei­che in Rot zu sehen.

Auf Basis der Schnitt­men­gen der gekenn­zeich­ne­ten Berei­che auf dem Pro­be­schaft konn­ten fol­gen­de Belas­tungs­zo­nen iden­ti­fi­ziert wer­den: Ramus ossis ischii, Tuber ischia­di­cum, Tro­chan­ter major, Ansät­ze der Adduk­to­ren, dista­les Stump­fen­de, ven­tro­la­te­ra­ler Stumpf­be­reich. Die­se Zonen sol­len bei der Mes­sung berück­sich­tigt wer­den und stel­len somit die Grund­la­ge für die Plat­zie­rung der Druck­mess­fo­li­en dar (Abb. 5).

Die objek­ti­ve Bewer­tung des Nut­zer­erle­bens und der Nut­zer­zu­frie­den­heit der Pro­the­sen­trä­ger soll mit­tels eva­lu­ier­ter Fra­ge­bö­gen erfasst wer­den 16 17 18. In vor­her­ge­hen­den Unter­su­chun­gen konn­ten bereits sie­ben rele­van­te Dimen­sio­nen zur Erfas­sung der Nut­zer­zu­frie­den­heit iden­ti­fi­ziert wer­den: Zufrie­den­heit, Sicher­heits­ge­fühl, Kör­per­sche­ma­in­te­gra­ti­on, Unter­stüt­zung, Schaft, Mobi­li­tät und Außen­wir­kung 19. Es sol­len jedoch nicht nur Nut­zer­erle­ben, Tra­ge­kom­fort und Zufrie­den­heit erfasst wer­den, son­dern dar­über hin­aus­ge­hend auch Schmerz­er­le­ben und phy­si­sche Funk­tio­nen 20. Zu die­sem Zweck kön­nen psy­cho­phy­sio­lo­gi­sche Mess­me­tho­den wie Herz­ra­ten­va­ria­bi­li­tät oder elek­tro­der­ma­le Akti­vi­tät ver­wen­det wer­den 21. So kön­nen bei­spiels­wei­se durch Schmer­zen her­vor­ge­ru­fe­ne Stress­zu­stän­de der Pro­ban­den auf­ge­zeigt und objek­ti­viert wer­den. Zur Kon­trol­le der sub­jek­ti­ven Anstren­gung und der phy­si­schen Belas­tung kann der Puls als Indi­ka­tor für die kar­dio­vasku­lä­re Belas­tung her­an­ge­zo­gen wer­den. Die­se Rück­mel­dung der Nut­zer wird mit den bio­me­cha­ni­schen Kri­te­ri­en ver­gli­chen, sodass eine nut­zer­zen­trier­te, aber den­noch modell­ba­sier­te Ein­tei­lung und Bewer­tung der Schaft­qua­li­tät erfol­gen kann. Somit kön­nen rele­van­te Nut­zer­cha­rak­te­ris­ti­ka der Pro­the­sen­trä­ger iden­ti­fi­ziert wer­den und für zukünf­ti­ge Her­stel­lungs­pro­zes­se nutz­bar gemacht werden.

Model­lie­rung

Wie in den vor­he­ri­gen Abschnit­ten dar­ge­stellt, han­delt es sich bei der Schnitt­stel­le von Stumpf und Schaft um ein sehr kom­ple­xes Sys­tem, in dem eine Viel­zahl an Mess­wer­ten und Kör­per­ei­gen­schaf­ten auf­ge­zeich­net wer­den kann. Zur Über­tra­gung eines sol­chen Sys­tems in ein Simu­la­ti­ons­mo­dell ist es erfor­der­lich, ent­spre­chen­de Annah­men und Ver­ein­fa­chun­gen zu tref­fen. Zur Unter­su­chung der Aus­wir­kun­gen der Stumpf-Schaft-Inter­ak­ti­on auf das Gang­bild eig­nen sich vor allem stark redu­zier­te bio­me­cha­ni­sche Model­le („Tem­pla­tes“). Die­se ermög­li­chen es, grund­le­gen­de Mecha­nis­men zu iden­ti­fi­zie­ren, ohne dass alle Details der Kör­per­struk­tur bekannt sind 22. Solch par­si­mo­ni­schen Model­le nut­zen dabei Red­un­dan­zen und Sym­me­trien des Sys­tems aus 23 und wer­den im Bereich der Bio­me­cha­nik seit mehr als zwei Jahr­zehn­ten ver­wen­det 24 25 26 27. Die­se kön­nen auch für die Unter­su­chung von Pro­the­sen­ei­gen­schaf­ten und Seg­ment­dy­na­mik zum Ein­satz kom­men 28. Somit eig­nen sich Tem­pla­tes im Rah­men der inte­gra­ti­ven Ent­wick­lungs­me­tho­dik, um etwa die Wech­sel­wir­kung der Stumpf-Schaft-Inter­ak­ti­on und der Kör­per­dy­na­mik zu untersuchen.

Zusätz­lich zu die­ser glo­ba­len Betrach­tungs­wei­se ist es ziel­füh­rend, die Schnitt­stel­le von Stumpf und Schaft lokal zu betrach­ten und die­se in einem eben­falls ver­ein­fach­ten Teil­mo­dell abzu­bil­den. Die detail­lier­te Model­lie­rung der Stumpf­geo­me­trie und deren Eigen­schaf­ten stellt dabei auf­grund der vie­len Nicht­li­nea­ri­tä­ten eine gro­ße Her­aus­for­de­rung dar und erfor­dert daher zusätz­li­che Ver­ein­fa­chun­gen 29 30. Trotz die­ser Pro­ble­ma­ti­ken sind größ­ten­teils Fini­te-Ele­men­te-Model­le in der Lite­ra­tur zu fin­den 31. Die Vali­die­rung die­ser detail­lier­ten Model­le gestal­tet sich jedoch äußerst schwie­rig 32. Teil­ziel des hier vor­ge­stell­ten Ansat­zes ist es, basie­rend auf Druck­mes­sun­gen im Schaft Anzahl und Anord­nung der Stütz­stel­len zur Model­lie­rung der Stumpf­geo­me­trie zu eva­lu­ie­ren, sodass eine zona­le Kar­tie­rung der dyna­misch rele­van­ten Zonen abge­lei­tet wer­den kann. Die gewon­ne­nen Erkennt­nis­se über den Detail­lie­rungs­grad der Inter­ak­ti­ons­mo­del­le, deren Aus­sa­ge­kraft und die damit ein­her­ge­hen­de Kom­ple­xi­täts­re­duk­ti­on ver­min­dern den Res­sour­cen­ein­satz in der Mess­da­ten­er­fas­sung und der Model­lie­rung und flie­ßen unmit­tel­bar in das Emp­feh­lungs­mo­dell zur Anpas­sung von Pro­the­sen­schäf­ten ein. Aus­gangs­ba­sis hier­für ist ein stark ver­ein­fach­tes Inter­ak­ti­ons­mo­dell, wie es bspw. bei Gregg/Sensinger 33 sowie bei Noll 34 ver­wen­det wird (Abb. 6A). Die in der Model­lie­rung her­an­ge­zo­ge­nen Stütz­stel­len wer­den vari­iert, erwei­tert (Abb. 6B oder 6C) und hin­sicht­lich ihrer Vor­her­sa­ge­kraft bei glei­chen Rand­be­din­gun­gen und äuße­ren Belas­tun­gen mit den expe­ri­men­tell erho­be­nen Mess­da­ten verglichen.

Zur Vali­die­rung der Model­le wer­den die in den vor­he­ri­gen Abschnit­ten beschrie­be­nen Mess­da­ten her­an­ge­zo­gen. Dafür wird das Simu­la­ti­ons­mo­dell ent­spre­chend den pro­ban­den­spe­zi­fi­schen Modell­pa­ra­me­tern (z. B. anthro­po­me­tri­sche Daten, Kör­per­geo­me­trie etc.) kon­fek­tio­niert. Die Vali­die­rung der Model­le erfolgt anhand wei­te­rer Mess­da­ten­sät­ze (z. B. loka­le Druck­ver­tei­lung im Schaft, Kine­ma­tik, Kine­tik etc.).

Kon­zep­tio­nie­rung eines Assis­tenz­sys­tems für Orthopädie-Techniker

Zur Ent­wick­lung eines mobi­len Mess­sys­tems für den prak­ti­schen Ein­satz wer­den mit den expe­ri­men­tel­len Ergeb­nis­sen die rele­van­ten Mess­grö­ßen und unter Berück­sich­ti­gung der bio­me­cha­ni­schen Model­le die not­wen­di­ge Sen­s­or­dich­te metho­disch iden­ti­fi­ziert. Ziel des­sen ist die hin­rei­chen­de Sen­sorkonfiguration für die Erfas­sung der Stumpf-Schaft-Inter­ak­ti­on, die zugleich pra­xis­taug­lich inte­griert wer­den kann – bei­spiels­wei­se in das Tex­til eines Liners. Die­ser Liner wird dann in den jewei­li­gen Pro­be­schaft eingelegt.

Her­stel­ler­an­ga­ben zufol­ge kom­pri­miert der Liner den Stumpf, sta­bi­li­siert das Weich­teil­ge­we­be durch die inte­grier­te Matrix und kommt den Auf­ga­ben von Haut­schutz sowie dem Aus­gleich von Volu­men­schwan­kun­gen nach. Auf­grund sei­ner Beschaf­fen­heit kann er nach Erfah­rungs­wer­ten von Ortho­pä­die-Tech­ni­kern ohne Kom­fort­ver­lust Uneben­hei­ten bis zu einem Mil­li­me­ter aus­glei­chen. Somit kön­nen fle­xi­ble Sen­sor­mat­ten direkt im Schaft inte­griert wer­den und so das Druck­pro­fil an kri­ti­schen Stel­len erfas­sen (vgl. Abb. 4 und 5). Bei einer Pro­the­sen­ver­sor­gung ohne Liner und zum Inte­grie­ren von Sen­so­ren mit grö­ße­rem Bau­raum könn­te aus­rei­chend Platz für die zusätz­li­chen Tei­le im Schaft durch die Anfer­ti­gung eines Mess­schafts geschaf­fen wer­den, in wel­chem Aus­spa­run­gen und Platz­hal­ter vor­ge­se­hen sind.

Zur Ver­deut­li­chung der Dyna­mik der Stumpf-Schaft-Inter­ak­ti­on soll im prak­ti­schen Ein­satz eine gra­fi­sche Anzei­ge auf einem Tablet o. Ä. den Ortho­pä­die-Tech­ni­ker bei der Anpro­be des Pro­the­sen­schaf­tes unter­stüt­zen. Es wird die Ver­än­de­rung der erfass­ten und model­lier­ten zona­len Belas­tun­gen auf den Pro­the­sen­schaft über der Mess­zeit und der Stumpf-Schaft-Schnitt­stel­le ange­zeigt. Dem Ortho­pä­die-Tech­ni­ker wer­den somit die zeit­li­chen und räum­li­chen Aus­wir­kun­gen des aktu­el­len Schaft­ent­wurfs verdeutlicht.

Mit Hil­fe der Erkennt­nis­se zum Schaft­ver­hal­ten sol­len schlecht, aus­rei­chend und gut ange­pass­te Berei­che des Schaf­tes als zona­le Pass­form­kar­tie­rung durch eine Ein­fär­bung des 3‑D-Modells visua­li­siert wer­den. An zu opti­mie­ren­den Zonen sol­len dem Ortho­pä­die-Tech­ni­ker auf Basis der aus dem Exper­ten­wis­sen und den Nut­zer­er­fah­run­gen gewon­ne­nen Syn­the­se­re­geln Vor­schlä­ge zur kon­struk­ti­ven Gestal­tung der Pass­form und zur Mate­ri­al­aus­wahl des Schafts unter­brei­tet werden.

Zusam­men­fas­sung

Die Schaft­an­pas­sung von Ober­schen­kel­pro­the­sen­ver­sor­gun­gen ist von diver­sen Fak­to­ren abhän­gig. Das vor­ge­stell­te For­schungs­vor­ha­ben begeg­net die­ser Diver­si­tät durch die Inte­gra­ti­on ver­schie­de­ner Ansät­ze. Die Ver­mes­sung der dyna­mi­schen Stumpf-Schaft-Inter­ak­ti­on wird durch die Erfas­sung von Exper­ten­wis­sen und sub­jek­ti­vem Pati­en­ten­emp­fin­den sowie modell­ba­sier­ten Berech­nungs­me­tho­den ergänzt. Ziel ist dabei die Nach­voll­zieh­bar­keit der indi­vi­du­el­len Schaft­an­pas­sung und die Nach­weis­bar­keit einer medi­zi­nisch rich­ti­gen Schaftpassform.

In die­sem Arti­kel sind bereits ers­te Ergeb­nis­se bezüg­lich der mess­tech­ni­schen Erfas­sung der Stumpf-Schaft-Schnitt­stel­le dis­ku­tiert wor­den. Es wur­den Pro­ban­den­ein­schluss­kri­te­ri­en vor­ge­stellt und pro­ble­ma­ti­sche Geo­me­trie­area­le längs­ova­ler Schäf­te iden­ti­fi­ziert. Metri­sche Hin­wei­se zur indi­vi­du­el­len Schaft­ge­stal­tung bezüg­lich Geo­me­trie und Mate­ri­al­ver­hal­ten könn­ten zukünf­tig zur Ent­wick­lung eines Mess­werk­zeugs für die prak­ti­sche Anwen­dung genutzt wer­den. Die­ses wür­de den Ortho­pä­die-Tech­ni­ker bei sei­nem Hand­werk daten­ge­stützt bei Ent­schei­dun­gen zur Schaft­ge­stal­tung unter­stüt­zen und bei der Umset­zung von Anpas­sungs­stra­te­gien hel­fen – zum Woh­le der Mobi­li­tät des Patienten.

För­der­hin­weis

Das IGF-Vor­ha­ben 18873 N/2 der For­schungs­ver­ei­ni­gung FMS wird über die AiF im Rah­men des Pro­gramms zur För­de­rung der Indus­tri­el­len Gemein­schafts­for­schung (IGF) vom Bun­des­mi­nis­te­ri­um für Wirt­schaft und Ener­gie auf­grund eines Beschlus­ses des Deut­schen Bun­des­ta­ges gefördert.

Für die Autoren:
Vero­ni­ka Noll, M. Sc.
TU Darm­stadt
Insti­tut für Mechatronische
Sys­te­me im Maschinenbau
Otto-Berndt-Str. 2
64287 Darm­stadt
noll@ims.tu-darmstadt.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

Zita­ti­on
Noll V, Schu­ma­cher C, Neu­heu­ser K, Braun M, Blab F, Klei­ner B, Star­ker F, Becker­le P, Schnei­der U. Opti­mier­te Anpas­sung von Bein­pro­the­sen­schäf­ten. Ortho­pä­die Tech­nik, 2016; 67 (5): 68–74
  1. Christ O, et al. User-Cen­te­red Prost­he­tic Deve­lo­p­ment: Com­pre­hen­si­on of Ampu­tees’ Needs. Bio­me­di­cal Engineering/Biomedizinische Tech­nik, 2012; 57 (S1): 1098–1101
  2. Rota­riu M, et al. Gra­phi­cal inter­face that inter­prets the moments collec­ted from the con­ta­ct bet­ween the stump and socket. 8th Inter­na­tio­nal Sym­po­si­um on Advan­ced Topics in Electri­cal Engi­nee­ring (ATEE), Bucha­rest, 23–25 May 2013: 1–4
  3. Mak AF, et al. Sta­te-of-the-art rese­arch in lower-limb prost­he­tic bio­me­cha­nics-socket inter­face: a review. J Reha­bil Res Dev, 2001; 38 (2): 161–173
  4. Colom­bo G, et al. A new design para­digm for the deve­lo­p­ment of cus­tom-fit soft sockets for lower limb prosthe­ses. Soft Pro­ducts Deve­lo­p­ment, 2010; 61 (6): 513–523
  5. Cugi­ni U, et al. Inno­va­ti­ve Imple­men­ta­ti­on in Socket Design: Digi­tal Models to Cus­to­mi­ze the Pro­duct. In: Brooks AL (ed.). Pro­cee­dings ArtA­bi­li­ta­ti­on 2006, Esbje­rg (Den­mark), 19–20 Sep­tem­ber 2006: 54–61
  6. Got­tin­ger F. Ver­fah­ren und Vor­rich­tung zur Erstel­lung von Pro­the­sen­schäf­ten. Patent­ver­öf­fent­li­chung Okto­ber 2007.
  7. Colom­bo G, et al. A new design para­digm for the deve­lo­p­ment of cus­tom-fit soft sockets for lower limb prosthe­ses. Soft Pro­ducts Deve­lo­p­ment, 2010; 61 (6): 513–523
  8. Cugi­ni U, et al. Inno­va­ti­ve Imple­men­ta­ti­on in Socket Design: Digi­tal Models to Cus­to­mi­ze the Pro­duct. In: Brooks AL (ed.). Pro­cee­dings ArtA­bi­li­ta­ti­on 2006, Esbje­rg (Den­mark), 19–20 Sep­tem­ber 2006: 54–61
  9. Got­tin­ger F. Ver­fah­ren und Vor­rich­tung zur Erstel­lung von Pro­the­sen­schäf­ten. Patent­ver­öf­fent­li­chung Okto­ber 2007.
  10. Goh JC, et al. Deve­lo­p­ment of an inte­gra­ted CAD-FEA pro­cess for below-knee prost­he­tic sockets. Clin Bio­mech (Bris­tol, Avon), 2005; 20 (6): 623–629
  11. San­ders JE, et al. Chan­ges in inter­face pres­su­res and she­ar stres­ses over time on trans-tibi­al ampu­tee sub­jects ambu­la­ting with prost­he­tic lim­bs: com­pa­ri­son of diur­nal and six-mon­th dif­fe­ren­ces. J Bio­mech, 2005; 38 (8): 1566–1573
  12. San­ders JE, et al. Chan­ges in inter­face pres­su­re and stump shape over time: preli­mi­na­ry results from a trans-tibi­al ampu­tee sub­ject. Prost­het Orthot Int, 2000; 24 (2): 163–168
  13. Becker­le P. Human-machi­ne-cen­te­red design and actua­ti­on of lower limb prost­he­tic sys­tems. Aachen: Shaker Ver­lag, 2014
  14. Pahl G, et al. Engi­nee­ring Design – A Sys­te­ma­tic Approach. Ber­lin: Sprin­ger Ver­lag, 2007
  15. Gol­ler H, et al. The Effect of Exter­nal Pres­su­re on Skin Tem­pe­ra­tu­re Dis­tri­bu­ti­on By Ther­mo­gra­phy. Med Res Eng, 1976; 12 (1): 6–8
  16. Hag­berg K, et al. Ques­ti­onn­aire for Per­sons with a Trans­fe­mo­ral Ampu­ta­ti­on (Q‑TFA): Initi­al vali­di­ty and relia­bi­li­ty of a new out­co­me mea­su­re. J Reha­bil Res Dev, 2004; 41 (5): 695–706
  17. Legro MW, et al. Prost­he­sis eva­lua­ti­on ques­ti­onn­aire for per­sons with lower limb ampu­ta­ti­ons: asses­sing prost­he­sis-rela­ted qua­li­ty of life. Arch Phys Med Reha­bil, 1998: 79: 931–938
  18. Gal­lag­her P, MacLach­lan M. Deve­lo­p­ment and psy­cho­metric eva­lua­ti­on of the Tri­ni­ty Ampu­ta­ti­on and Prost­he­sis Expe­ri­ence Sca­les (TAPES). Reha­bi­li­ta­ti­on Psy­cho­lo­gy, 2000; 45 (2): 130–154
  19. Schür­mann T, et al. Sind Urtei­le von Exper­ten unter­schied­li­cher Berufs­bio­gra­fien ein­stim­mig? Eine Stu­die zur pro­fes­sio­nel­len Beur­tei­lung von Bein­pro­the­sen. Ortho­pä­die Tech­nik, 2014; 65 (2): 30–35
  20. Korb J, Pfings­ten M. Der Deut­sche Schmerz­fra­ge­bo­gen – Imple­men­tier­te Psy­cho­me­trie. Schmerz, 2003; 17: 47–53
  21. Hot­ten­rott K, et al. Herz­fre­quenz­va­ria­bi­li­tät: Grund­la­gen – Metho­den – Anwen­dun­gen. 6. Inter­na­tio­na­les HRV-Sym­po­si­um am 2. Novem­ber 2013 in Hal­le (Saa­le). Ham­burg: Feld­haus Ver­lag, 2014
  22. Alex­an­der RM. Wal­king and run­ning: Legs and leg move­ments are sub­t­ly adap­ted to mini­mi­ze the ener­gy cos­ts of loco­mo­ti­on. Ame­ri­can Sci­en­tist, 1984; 72 (4): 348–354
  23. Full RJ, Kodit­schek DE. Tem­pla­tes and anchors: neu­ro­me­cha­ni­cal hypo­the­ses of leg­ged loco­mo­ti­on on land. Jour­nal of Expe­ri­men­tal Bio­lo­gy, 1999; 202 (23): 3325–3332
  24. Alex­an­der RM. Elastic mecha­nisms in ani­mal move­ment. Cam­bridge Uni­ver­si­ty Press, 1988
  25. Blick­han R. The spring-mass model for run­ning and hop­ping. J Bio­mech, 1989; 22 (11): 1217–1227
  26. Seyf­arth A, et al. A move­ment cri­ter­ion for run­ning. J Bio­mech, 2002; 35 (5): 649–655
  27. Gey­er H, et al. Com­pli­ant leg beha­viour exp­lains basic dyna­mics of wal­king and run­ning. Pro­cee­dings of the Roy­al Socie­ty of Lon­don B: Bio­lo­gi­cal Sci­en­ces, 2006; 273 (1603): 2861–2867
  28. Bur­kett B, et al. A com­pu­ter model to simu­la­te the swing pha­se of a trans­fe­mo­ral prost­he­sis. Jour­nal of App­lied Bio­me­cha­nics, 2004; 20 (1): 25–37
  29. Goh JC, et al. Deve­lo­p­ment of an inte­gra­ted CAD-FEA pro­cess for below-knee prost­he­tic sockets. Clin Bio­mech (Bris­tol, Avon), 2005; 20 (6): 623–629
  30. Zhang M, et al. Fini­te ele­ment model­ling of a resi­du­al lower-limb in a prost­he­tic socket: a sur­vey of the deve­lo­p­ment in the first deca­de. Med Eng Phys, 1998; 20 (5): 360–373
  31. Mak AF, et al. Sta­te-of-the-art rese­arch in lower-limb prost­he­tic bio­me­cha­nics-socket inter­face: a review. J Reha­bil Res Dev, 2001; 38 (2): 161–173
  32. Colom­bo G, et al. A new design para­digm for the deve­lo­p­ment of cus­tom-fit soft sockets for lower limb prosthe­ses. Soft Pro­ducts Deve­lo­p­ment, 2010; 61 (6): 513–523
  33. Gregg RD, Sen­sin­ger JW. Towards bio­mime­tic vir­tu­al cons­traint con­trol of a powe­red prost­he­tic leg. IEEE Tran­sac­tions on Con­trol Sys­tems Tech­no­lo­gy, 2014, 22 (1): 246–254
  34. Noll V. Kon­zept­ent­wick­lung und Para­me­ter­iden­ti­fi­ka­ti­on eines bio­me­cha­ni­schen Modells der Stumpf-Schaft-Schnitt­stel­le von Bein­pro­the­sen. Mas­ter­ar­beit TU Darm­stadt, 2015. http://tu-prints.ulb.tu-darmstadt.de/4449/1/Masterthesis_VN.pdf (Zugriff am 15.03.2016)
Tei­len Sie die­sen Inhalt
Anzeige