Steue­rung von Ober­arm­pro­the­sen mit­hil­fe von Inertialsensoren

A. Davalli, F. Battistini, R. Sacchetti
Im vorliegenden Artikel wird ein innovatives Steuerungssystem für Armprothesen beschrieben. Die Amputation eines Arms führt zu erheblichen funktionellen Einschränkungen und kann einen deutlichen Verlust an Lebensqualität verursachen. Das wichtigste Ziel der Autoren ist es, das funktionelle Ergebnis bei Patienten mit proximalen Amputationen zu verbessern. Diese Studie konzentriert sich speziell auf transhumerale Amputationen. Die Autoren beschreiben eine Möglichkeit, eine Kombination aus elektromechanischem Hand- und Ellenbogengelenk mithilfe des Stumpfes zu steuern. Die Bewegung wird mit einem dreiachsigen Akzelerometer (Beschleunigungssensor) gemessen. In der Fallstudie untersuchen sie eine Fremdkraft-Prothese, in die ein duales Steuerungssystem integriert ist: Das Öffnen und Schließen der Hand wird mit Standard-EMG-Elektroden gesteuert, die Drehung des Handgelenks und die Flexion/Extension des Ellenbogens mit einem Akzelerometer. Die Einfachheit und Genauigkeit dieses Inertial-Interface erlaubt die Reproduktion der physiologischen Flexion/Extension des Ellenbogens, die im täglichen Leben von Nutzen ist. Stumpfbewegung und EMG-Aktivierung ermöglichen die gleichzeitige Ausführung von zwei Bewegungen (z. B. Flexion des Ellenbogens und Öffnen der Hand).

1.     Ein­füh­rung

Ober­arm­pro­the­sen fin­den Anwen­dung bei Ampu­ta­tio­nen ober­halb des Ellen­bo­gens. In Ita­li­en betref­fen 25 % der vom NHS ver­zeich­ne­ten Ampu­ta­tio­nen die obe­re Extre­mi­tät – etwa 4.000 pro Jahr 1. 17 % der Armam­pu­ta­tio­nen sind trans­hu­me­ra­le Ampu­ta­tio­nen oder Ellen­bo­gen­ex­ar­ti­ku­la­tio­nen. In den USA haben von 100.000 Armam­pu­tier­ten etwa 18 % eine Ampu­ta­ti­on im Bereich des Ober­arms oder dar­über 2.

Anzei­ge

Die Haupt­ur­sa­che für Ampu­ta­tio­nen sind Trau­ma­ta, die der Lite­ra­tur zufol­ge für 68,6 bzw. 61 % 3 4 der Fäl­le ver­ant­wort­lich sind; die zweit­häu­figs­te Ursa­che sind Tumo­ren mit 23,9 %. Anders als bei den unte­ren Extre­mi­tä­ten sind Gefäß­er­kran­kun­gen nur sel­ten, und zwar nur in 4 % der Fäl­le, der Grund für eine Ampu­ta­ti­on 5.

Es gibt zwei Typen funk­tio­nel­ler Ober­arm­pro­the­sen: (zug­gesteu­er­te) Eigen­kraft­pro­the­sen und Fremdkraftprothesen.

Die Funk­tio­na­li­tät zug­gesteu­er­ter Pro­the­sen ist auf das Öff­nen und Schlie­ßen der Hand und auf das Beu­gen, Stre­cken und Arre­tie­ren des künst­li­chen Ellen­bo­gens beschränkt. Der Schaft hat Kon­takt zum Stumpf und wird von Gur­ten, die über den Rücken ver­lau­fen, gehal­ten. Zug­gesteu­er­te Pro­the­sen wer­den durch wohl­de­fi­nier­te Bewe­gun­gen des Stumpfs betä­tigt und gesteu­ert. Die­se Bewe­gun­gen, die in der Regel mit der Schul­ter, dem Ober­arm oder der Brust aus­ge­führt wer­den, steu­ern den Ellen­bo­gen und die Hand mit­hil­fe eines Gurt­sys­tems. Der zug­gesteu­er­te Ellen­bo­gen ist sehr leicht und die Steue­rung erfolgt durch phy­sio­lo­gi­sche und natür­li­che Bewe­gun­gen, ins­be­son­de­re bei einem kur­zen Ober­arm­stumpf ist jedoch die Anpas­sung schwierig.

Bei einer Fremd­kraft­pro­the­se wer­den die ein­zel­nen spe­zi­fi­schen Bewe­gun­gen durch eine Bat­te­rie ermög­licht. Dabei haben sich EMG-Signa­le als wirk­sa­me Mög­lich­keit der Pro­the­sen­steue­rung erwie­sen 6. Die myo­elek­tri­sche Steue­rung erfolgt über Elek­tro­den im Schaft, die mit der Haut Kon­takt haben und das durch Mus­kel­kon­trak­tio­nen erzeug­te Signal erken­nen. Die Steue­rung der Pro­the­se beim Öff­nen und Schlie­ßen der Hand, die durch die selek­ti­ve Kon­trak­ti­on zwei­er ver­blie­be­ner Mus­keln bewerk­stel­ligt wird, ist für die Pati­en­ten leicht zu ver­ste­hen. Bei einer dista­len Ampu­ta­ti­on, wenn Ellen­bo­gen und Hand­ge­lenk noch vor­han­den sind, kön­nen bis zu vier Elek­tro­den ver­wen­det wer­den, um die sechs mög­li­chen Funk­tio­nen zu steu­ern: Öff­nen, Schlie­ßen, Pro­na­ti­on, Supi­na­ti­on, Fle­xi­on und Extension.

Die Steue­rung der Pro­the­se mit­hil­fe von weni­ger Elek­tro­den als Funk­tio­nen wird durch die Anwen­dung unter­schied­li­cher Tech­ni­ken umge­setzt, wie z. B. der Rei­he nach Ansteu­ern der Gelen­ke. Bei die­ser Tech­nik wer­den zwei Elek­tro­den für die Bewe­gun­gen und eine für die zykli­sche Aus­wahl der Gelen­ke benö­tigt. Anstel­le der drit­ten Elek­tro­de kann ein digi­ta­ler Schal­ter (z. B. ein Zug­schal­ter) ver­wen­det wer­den, oder die Bewe­gun­gen kön­nen durch die Ko-Kon­trak­ti­on der bei­den Mus­keln gesteu­ert werden.

Die­ser Ansatz ist einer­seits zwar äußerst zuver­läs­sig und funk­tio­nal, ande­rer­seits jedoch unna­tür­lich und müh­sam, und der Pati­ent muss die Bewe­gung in die Ein­zel­be­we­gun­gen der Gelen­ke auf­tei­len. Wenn die Anzahl der Frei­heits­gra­de zunimmt, ist die­ser Ansatz nicht geeig­net und es müs­sen neue Stra­te­gien der Steue­rung kon­zi­piert werden.

In den letz­ten Jah­ren wur­den meh­re­re Stu­di­en über Alter­na­ti­ven zur Stan­dard­tech­nik der myo­elek­tri­schen Steue­rung publi­ziert, wie z. B. der Ein­satz eines Mini-Joy­sticks als Pro­the­sen­steue­rung bei ange­bo­re­nen Fehl­bil­dun­gen oder eines resis­ti­ven Kraft­sen­sors (for­ce sen­si­ti­ve resis­tor, FSR) und eines zwei­ach­si­gen Joy­sticks als Steue­rung bei Schul­ter­ex­ar­ti­ku­la­tio­nen 7.

Dar­über hin­aus wer­den neue chir­ur­gi­sche Metho­den ent­wi­ckelt, wie z. B. die Tar­ge­ted Mus­cle Rein­ner­va­ti­on (TMR; selek­ti­ver Ner­ven­trans­fer), bei der nach der Ampu­ta­ti­on im Stumpf ver­blie­be­ne moto­ri­sche Ner­ven mit ande­ren Mus­keln ver­bun­den wer­den. Die Ziel­mus­kel haben kei­ne bio­me­cha­ni­sche Funk­ti­on mehr. Der rein­ner­vier­te Mus­kel wird viel­mehr als bio­lo­gi­scher Ver­stär­ker der Signa­le der ampu­tier­ten Ner­ven genutzt. Die Signa­le die­ser rein­ner­vier­ten Mus­keln kön­nen mit Ober­flä­chen­elek­tro­den erfasst wer­den und als zusätz­li­che Steu­er­si­gna­le für die neue Pro­the­se die­nen 8.

Schwie­rig­kei­ten bei der Her­stel­lung eines effek­ti­ven Steue­rungs-Inter­face sind der Haupt­grund für die man­geln­de Akzep­tanz einer Pro­the­se. Etwa 50 % der Neu­pa­ti­en­ten, die eine Pro­the­se erhal­ten, kom­men von die­ser Tech­no­lo­gie schließ­lich wie­der ab, da sie den Funk­ti­ons­ge­winn im Ver­gleich zur Schwer­fäl­lig­keit der ver­füg­ba­ren Steue­run­gen als begrenzt anse­hen 9.

Der Zweck die­ser Arbeit ist es, die Mög­lich­kei­ten zu unter­su­chen, Pro­the­sen mit­hil­fe eines Iner­ti­al-Inter­face zu steu­ern. Die Annah­me dabei ist, dass der Ein­satz eines Iner­ti­al-Inter­face ein intui­ti­ves Steue­rungs­sys­tem bie­ten kann, das für den Pati­en­ten leicht zu ver­ste­hen, kos­ten­güns­tig und nicht-inva­siv ist und das Kon­zept sowie den Gebrauch der Pro­the­se vereinfacht.

Die Autoren kon­zen­trie­ren sich auf die Steue­rung einer Pro­the­se mit drei elek­tro­me­cha­ni­schen Gelen­ken: Hand, Hand­ge­lenk und Ellen­bo­gen. Zur Steue­rung der Hand sehen sie Stan­dard-EMG-Elek­tro­den, zur Steue­rung des Hand­ge­lenks und des Ellen­bo­gens den Iner­ti­al­sen­sor vor. Der Ansatz mit Zwei­fach-Inter­face ermög­licht dar­über hin­aus die gleich­zei­ti­ge Steue­rung zwei­er ver­schie­de­ner Gelenke.

Kom­po­nen­te

  • Hand
  • Hand­ge­lenk
  • Ellen­bo­gen

Funk­ti­on

  • Öffnen/Schließen
  • Dre­hung
  • Flexion/Extension

Sen­sor

  • Elek­tro­den
  • Akze­l­e­ro­me­ter
  • Akze­l­e­ro­me­ter

2. Mate­ri­al und Methoden

2.1 Beschrei­bung des Probanden

Bei dem Pro­ban­den han­del­te es sich um einen 65-jäh­ri­gen, wei­sen Ita­lie­ner (Initia­len F.C.), bei dem 1975 wegen eines Arbeits­un­falls eine trau­ma­ti­sche Ampu­ta­ti­on (Typ: Myo­plas­tik) des rech­ten Ober­arms, genau gesagt, eine Ellen­bo­gen­ex­ar­ti­ku­la­ti­on, vor­ge­nom­men wur­de. Sei­ne ers­te Pro­the­se erhielt er 1977. F.C. nutzt die Pro­the­se aktiv wäh­rend des gan­zen Tages. Sei­ne Kran­ken­ge­schich­te wies kei­ne ande­ren schwe­ren Trau­ma­ta oder Krank­hei­ten auf. Vor den Tests unter­schrieb der Pati­ent eine Einverständniserklärung.

2.2 Auf­bau der Prothese

Der Pati­ent erhielt eine Hybrid­pro­the­se mit myo­elek­tri­scher Steue­rung der Hand durch Signa­le von Bizeps und Tri­zeps und kine­ma­ti­scher Steue­rung des Ellen­bo­gens. Das pas­si­ve Hand­ge­lenk wird vom Pati­en­ten mit der gesun­den Hand bewegt.

2.3 Ein­rich­tung von Hard­ware und Software

  • Ardui­no ist eine quell­of­fe­ne (Open Source) Phy­si­cal-Com­pu­ting-Platt­form auf der Grund­la­ge einer ein­fa­chen Eingangs-/Ausgangs-(I/O-)Platine und einer Ent­wick­lungs­um­ge­bung zur Imple­men­tie­rung der Pro­gram­mier­spra­che 10. Die Ardui­no-Pla­ti­ne ver­wal­tet alle Akze­l­e­ro­me­ter-Daten und sen­det Bewe­gungs­be­feh­le an die Stan­dard-Steue­rungs­pla­ti­ne des INAIL. Die Befeh­le wer­den simu­liert und erzeu­gen das EMG-Signal auf der Grund­la­ge der Akze­l­e­ro­me­ter-Daten (Abb. 1).
  • Die Steue­rungs­pla­ti­ne, die im INAIL-Pro­the­sen­zen­trum zur Steue­rung von Arm­pro­the­sen ver­wen­det wird, ist die INAIL-Stan­dard-Steue­rungs­pla­ti­ne CLC2000. Mit die­ser Pla­ti­ne kön­nen bis zu vier EMG-Signa­le ver­ar­bei­tet und bis zu drei DC-Moto­ren (Hand, Hand­ge­lenk und Ellen­bo­gen) ange­trie­ben wer­den. Unter Ver­wen­dung der inter­nen Firm­ware kann der Anwen­der das Ver­hal­ten der Pro­the­se der Anzahl ver­füg­ba­rer EMG-Signa­le und den Bedürf­nis­sen des Pati­en­ten ent­spre­chend anpassen.
  • Der Adxl355 von Ana­log Devices ist ein klei­nes 3‑Ach­sen-Akze­l­e­ro­me­ter mit Signal­kon­di­tio­nie­rung der Aus­gangs­span­nung. Das Gerät misst Beschleu­ni­gun­gen über einen Mess­be­reich von min­des­tens ± 3 g 11.
  • Der für die Tests ver­wen­de­te Pro­the­sen­arm bestand aus der myo­elek­trisch gesteu­er­ten Hand­pro­the­se DMC plus® und dem Elek­tro-Dreh­ein­satz für das Hand­ge­lenk 13E195 von Otto­bock sowie dem Ellen­bo­gen INAIL EMEI 2.0.

2.4 Daten­er­fas­sung und ‑fil­te­rung

Der ers­te Schritt ist die Kali­brie­rung des Sen­sors in Ruhe, dann wer­den die vom Sen­sor aus­ge­ge­be­nen ana­lo­gen Daten auf dem Ardui­no-Board in einen digi­ta­len Wert kon­ver­tiert, der die Gra­vi­ta­ti­ons­be­schleu­ni­gung repräsentiert.

Die Daten sind, vor allem infol­ge von Vibra­tio­nen und unwill­kür­li­chen Bewe­gun­gen, ver­rauscht. Um die­ses Pro­blem zu lösen, wur­de mit zwei ver­schie­de­nen Fil­tern experimentiert:

  • einem Infi­ni­te-Impul­se-Respon­se-Tief­pass­fil­ter (IIR) und dem
  • Kal­man-Fil­ter.

In Abbil­dung 2 kön­nen die ver­schie­de­nen Kur­ven, die die Ori­gi­nal­da­ten und die gefil­ter­ten Daten dar­stel­len, mit­ein­an­der ver­gli­chen wer­den. Bei den abschlie­ßen­den Unter­su­chun­gen wur­de der Kal­man-Fil­ter ver­wen­det, da hier­mit das Sen­sor­ver­hal­ten im Hin­blick auf die Steue­rung der Pro­the­se ver­läss­li­cher war.

2.5 Ver­ar­bei­tung der Daten

Die Aus­ga­be des Akze­l­e­ro­me­ters adxl335 kann als Sum­me von zwei Kom­po­nen­ten der Beschleu­ni­gung ange­se­hen wer­den: der sta­ti­schen Beschleu­ni­gung durch die Gra­vi­ta­ti­on und der dyna­mi­schen Beschleu­ni­gung durch Bewe­gun­gen, Stö­ße oder Schwingungen.

Der ent­wi­ckel­te Algo­rith­mus nutzt sta­ti­sche Beschleu­ni­gun­gen, um die Posi­ti­on des Stump­fes zu bestim­men, und dyna­mi­sche Beschleu­ni­gun­gen, um zwi­schen ver­schie­de­nen Zustän­den der Pro­the­se umzu­schal­ten (z. B. Gebrauchs­mo­dus, gesperrt-ent­sperrt, Geh­mo­dus). Die Ori­en­tie­rung des fes­ten Kör­pers wird mit Euler-Win­keln beschrie­ben, und mit­hil­fe tri­go­no­me­tri­scher For­meln kön­nen die Nei­gungs­win­kel des Akze­l­e­ro­me­ters bezüg­lich eines Kar­te­si­schen Refe­renz­sys­tems berech­net wer­den (Abb. 3a – c):

α = — arctangx/gz β = — arctangy/gz

Wenn das Gerat sowohl gegen­über der x- als auch gegen­über der y‑Referenzachse geneigt ist, müs­sen alle drei Kom­po­nen­ten der Gra­vi­ta­ti­ons­be­schleu­ni­gung zur Berech­nung des Dreh­win­kels her­an­ge­zo­gen werden:

α = — arc­tan gx/(√ (gy2 + gz2))

β = — arc­tan gy/(√ (gx2 + gz2)).

2.6 Pro­the­sen­ma­nage­ment

Es ist sehr wich­tig, die opti­ma­le Posi­ti­on für das Akze­l­e­ro­me­ter zu bestim­men. Die Autoren haben das Akze­l­e­ro­me­ter in den Schaft ober­halb der Tube­ro­si­tas del­to­idea plat­ziert, was eine gute Lösung dar­stellt (Abb. 4a u. b). Im All­ge­mei­nen kön­nen die Län­ge und die Beweg­lich­keit des Stump­fes von einem Pati­en­ten zum ande­ren vari­ie­ren, und es muss für jeden ein­zel­nen die opti­ma­le Posi­ti­on gefun­den wer­den, um ein Höchst­maß an Bewe­gungs­mög­lich­kei­ten für den Stumpf zu errei­chen. Die Flexion/Extension des Ellen­bo­gens und die Dre­hung des Hand­ge­lenks sind abhän­gig von der Beweg­lich­keit des Stump­fes (Abb. 5a u. b).

Die wich­tigs­te Ein­schrän­kung ist der Ein­fluss durch Beschleu­ni­gun­gen auf­grund der Bewe­gung des Kör­pers im Raum. Um die­ses Pro­blem zu lösen, haben wir zwei ver­schie­de­ne Funk­ti­ons­mo­di vorgesehen:

  • Gebrauchs­mo­dus
  • Geh­mo­dus.

Im „Gebrauchs­mo­dus“ lie­fert das Sys­tem eine Flexion/Extension des Ellen­bo­gens, die der Bewe­gung des Stump­fes in Echt­zeit folgt. Fle­xi­ons- und Exten­si­ons­be­we­gun­gen des Stump­fes in der Sagit­tal­ebe­ne sind äqui­va­lent mit einer Dre­hung um die Quer­ach­se (z‑Achse). Die­se Bewe­gun­gen erge­ben einen ALPHA-Win­kel (sie­he Abb. 4a) bezüg­lich des Kar­te­si­schen Referenzsystems.

Die Geschwin­dig­keit, mit der der ALPHA-Win­kel grö­ßer wird, bestimmt die Geschwin­dig­keit der Ellen­bo­gen-Fle­xi­on; die Geschwin­dig­keit, mit der der ALPHA-Win­kel klei­ner wird, bestimmt die Geschwin­dig­keit der Ellen­bo­gen-Exten­si­on (Abb. 6).

Adduk­ti­ons- und Abduk­ti­ons­be­we­gun­gen in der Fron­tal­ebe­ne sind äqui­va­lent mit einer Dre­hung um die Langsach­se (x‑Achse). Die­se Bewe­gun­gen erge­ben einen BETA-Win­kel (sie­he Abb. 4a), der posi­tiv ist bei Abduk­ti­ons- und nega­tiv bei Adduk­ti­ons­be­we­gun­gen. Das Hand­ge­lenk dreht sich, wenn ein bestimm­ter BETA-Win­kel der Adduk­ti­on oder Abduk­ti­on erreicht ist.

Der Geh­mo­dus wur­de ein­ge­führt, um uner­wünsch­te Bewe­gun­gen des Ellen­bo­gens oder des Hand­ge­lenks infol­ge von Bewe­gun­gen des Kör­pers im Raum (beim Gehen) zu ver­mei­den und um dem Pati­en­ten die Mög­lich­keit zu geben, den Ellen­bo­gen in jeden gewünsch­ten Fle­xi­ons- und Exten­si­ons­win­kel zu brin­gen, wäh­rend er mit dem Stumpf in die neu­tra­le Posi­ti­on zurück­kehrt. Eine typi­sche Akti­vi­tät des täg­li­chen Lebens ist z. B. zu gehen und dabei mit dem gebeug­ten Unter­arm einen Man­tel oder einen sons­ti­gen Gegen­stand zu tra­gen. Wenn das Sys­tem in die­sen Modus schal­tet, ist es z. B. mög­lich, den Ellen­bo­gen völ­lig locker zu las­sen und pro­blem­los das phy­sio­lo­gi­sche Schwin­gen des Armes beim Gehen auszuführen.

Zum Umschal­ten zwi­schen den Modi (Gebrauchs­mo­dus – Geh­mo­dus – Gebrauchs­mo­dus) wer­den dyna­mi­sche Beschleu­ni­gun­gen genutzt: Durch eine ein­zel­ne klei­ne Bewe­gung kann in den Geh­mo­dus und wie­der zurück in den Gebrauchs­mo­dus gewech­selt werden.

Um den Grenz­wert der Beschleu­ni­gung für das Umschal­ten kor­rekt zu bestim­men, muss in jeder Stumpf­po­si­ti­on die Bewe­gung im Raum berück­sich­tigt wer­den, zur Berech­nung des Beschleu­ni­gungs­vek­tors muss die Beschleu­ni­gung ent­lang aller drei Ach­sen berück­sich­tigt werden.

Wie aus Abbil­dung 7 ersicht­lich wird, reprä­sen­tiert der Vek­tor Rswitch den Beschleu­ni­gungs­vek­tor, wobei Rx, Ry und Rz die Kom­po­nen­ten auf der x‑, y- und z‑Achse sind. Durch Anwen­dung des Sat­zes des Pytha­go­ras im drei­di­men­sio­na­len Raum errech­net sich der Vek­tor Rswitch:

Rswitch = √ Rx2 + Ry2 + Rz2.

Aus Abbil­dung 8 ist ersicht­lich, dass die mit der raschen Schulter­he­bung ver­bun­de­ne Beschleu­ni­gung einen Rswitch-Vek­tor ergibt, des­sen Abso­lut­wert grö­ßer ist als der des jewei­li­gen Gang­zy­klus, wodurch fal­sche Posi­ti­ve aus­ge­schlos­sen sind.

Mit einer ein­zel­nen raschen Hebung der Schul­ter kann in den Geh­mo­dus mit inak­ti­ver Pro­the­sen­steue­rung umge­schal­tet wer­den. Umge­kehrt kann mit einer wei­te­ren raschen Bewe­gung in den Gebrauchs­mo­dus zurück­ge­schal­tet und die Pro­the­sen­steue­rung akti­viert werden.

3. Ergeb­nis­se

Die wich­tigs­te Eigen­schaft die­ses Inter­face ist eine gute Pro­prio­re­zep­ti­on, was das Kon­zept der Pro­the­se und die Hand­ha­bung der Pro­the­sen­kom­po­nen­ten deut­lich vereinfacht.

Es wur­den Tests mit Nicht­am­pu­tier­ten sowie mit einem Pati­en­ten mit Ellen­bo­gen­ex­ar­ti­ku­la­ti­on durch­ge­führt. Nach 30 Minu­ten Trai­ning wur­de eine gute Kon­trol­le der Pro­the­se sowie ein sehr gutes Gefühl die­ser Tech­no­lo­gie gegen­über erreicht.

Dar­über hin­aus wur­den auch Tests mit zwei gesun­den Pro­ban­den durch­ge­führt, bei denen eine pro­xi­ma­le bzw. dista­le Ampu­ta­ti­on simu­liert wur­de. Deren Ergeb­nis­se waren ermu­ti­gend, da bei Posi­tio­nie­rung des Akze­l­e­ro­me­ters in jeder belie­bi­gen Höhe eine gute Kon­trol­le der Pro­the­se erreicht wurde.

4. Dis­kus­si­on

Die­ses Iner­ti­al-Inter­face kann bei Ampu­ta­tio­nen in jeder Höhe ein­ge­setzt wer­den, solan­ge hin­sicht­lich des Schul­ter­gür­tels kei­ne funk­tio­nel­len Ein­schrän­kun­gen bestehen.

Die­se Tech­no­lo­gie ver­kürzt den Lern­pro­zess im Ver­gleich zu dem, der bei ande­ren Pro­the­sen­ar­ten typisch ist (zug­gesteu­er­te Pro­the­sen). Von der ers­ten Anwen­dung an ergibt sich ein posi­ti­ves Gefühl und eine effek­ti­ve und pro­duk­ti­ve Steue­rung der Prothese.

In eini­gen Fäl­len zeig­te der Pati­ent beim Beu­gen des Armes die Ten­denz, den Stumpf nach innen zu dre­hen, was zu Signal­über­lap­pung und uner­wünsch­ten Bewe­gun­gen führ­te. Zur Ver­mei­dung die­ses Pro­blems ist eine Kali­brie­rung erfor­der­lich, um den für eine effi­zi­en­te Steue­rung des Hand­ge­lenks opti­ma­len Abduk­ti­ons- bzw. Adduk­ti­ons­win­kel zu finden.

Die Ellen­bo­gen­steue­rung ist beson­ders posi­tiv zu bewer­ten, da sie phy­sio­lo­gisch und intui­tiv ist. Ein wei­te­rer Vor­teil die­ser Art der Steue­rung ist die Mög­lich­keit, ver­schie­de­ne Bewe­gun­gen gleich­zei­tig durch­zu­füh­ren, wie z. B. Fle­xi­on des Ellen­bo­gens (mit­hil­fe des Akze­l­e­ro­me­ters) und Öff­nen der Hand (durch die Elek­tro­den). Dies senkt den Kraft­auf­wand, da es nicht erfor­der­lich ist, Kraft zum Zie­hen an Ban­da­gen oder für wie­der­hol­te Mus­kel­kon­trak­tio­nen einzusetzen.

Die­se Tech­no­lo­gie führt zu einer nur gerin­gen Gewichts­zu­nah­me bei der Pro­the­se und macht es mög­lich, mit weni­ger oder ganz ohne Ban­da­gen aus­zu­kom­men (Hybrid­pro­the­sen).

Wie aus Abbil­dung 8 zu erse­hen ist, wird beim Gehen der Schwel­len­wert für das Umschal­ten nicht erreicht, son­dern es wer­den signi­fi­kan­te Signa­le erkannt, die dann zur Steue­rung von Ellen­bo­gen und Hand­ge­lenk die­nen. Alle Fle­xi­ons- und Exten­si­ons­be­we­gun­gen des Ellen­bo­gens und Dre­hun­gen des Hand­ge­lenks soll­ten im Ste­hen aus­ge­führt wer­den. Die Steue­rung der Pro­the­se kann nicht im Gehen erfol­gen, doch nach Ansicht der Autoren ist die­se Ein­schrän­kung nicht gra­vie­rend, da Pati­en­ten, die zug­gesteu­er­te oder myo­elek­trisch gesteu­er­te Pro­the­sen benut­zen, die­se aus Grün­den des siche­ren und prä­zi­sen Gebrauchs nur sel­ten im Gehen aktiv steuern.

5. Schluss­fol­ge­run­gen und zukünf­ti­ge Entwicklungen

In die­ser Arbeit wird der Ein­satz eines Akze­l­e­ro­me­ters zur Steue­rung einer Ober­arm­pro­the­se beschrie­ben. Die­ses Inter­face scheint intui­tiv und leicht ver­ständ­lich und ver­ein­facht das Kon­zept und den Gebrauch der Prothese.

Die ers­te Anwen­dung lie­fer­te posi­ti­ve Rück­mel­dung und die Ergeb­nis­se sind ermu­ti­gend, jedoch müs­sen eini­ge Pro­ble­me noch gelöst wer­den, um eine zuver­läs­si­ge Pro­the­se zu erhal­ten. Auf­grund sei­ner gerin­gen Grö­ße und sei­nes nied­ri­gen Gewichts kann das Akze­l­e­ro­me­ter auch bei ande­ren Ampu­ta­ti­ons­ho­hen in die Pro­the­se inte­griert wer­den, sogar bei einer Teil­pro­the­se für die Hand, sowohl als Hilfs­mit­tel für die akti­ve Steue­rung als auch für das Manage­ment des Prothesenzustands.

Um die Grö­ße der Steu­er­pla­ti­ne zu mini­mie­ren und kli­ni­sche Stu­di­en in der Anwen­dungs­si­tua­ti­on durch­füh­ren zu kön­nen, müs­sen das Ardui­no-Board und die INAIL-CLC2000-Pla­ti­ne in einer ein­zi­gen Pla­ti­ne zusam­men­ge­fasst werden.

Mit die­ser neu­en Pla­ti­ne wer­den die Autoren wei­te­re kli­ni­sche Tests bei ver­schie­de­nen Stumpf­län­gen durch­füh­ren, um Anwen­dungs­richt­li­ni­en für die­ses neue Steue­rungs­sys­tem zu definieren.

Für die Autoren:
Eng. Ange­lo Davalli
Trai­nings- und Dokumentationsmanager
INAIL Pro­the­sen­zen­trum
Via Rabui­na, 14
I – 40054 Vigor­so di Budrio (Bo)
a.davalli@inail.it

Begut­ach­te­ter Beitrag/Reviewed paper

Zita­ti­on
Daval­li A, Bat­tis­ti­ni F, Sac­chet­ti R. Steue­rung von Ober­arm­pro­the­sen mit­hil­fe von Iner­ti­al­sen­so­ren. Ortho­pä­die Tech­nik, 2013; 64 (9): 18–23
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