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Belastung von Unterschenkel-Rohrskelettprothesen
H.-P. Steffens K.-W. Engelke U. Boenick
Biomedlzinische Technik Band 22 Heft 1-2/1977
Untersuchung der Belastung von UnterschenkelRohrskelettprothesen auf Gehbahnen außerhalb des Hauses Experimental Analysis of the Loads acting on Below-Knee Modular Prostheses on Outdoor Walkway Surfaces Aus dem Fachgebiet Biomedizinische Technik im Institut für Feinwerktechnik und Biomedizinische Technik (Leiter: o. Prof. Dr.-Ing. U. Boenick)
Prothesen werden nach dem Leichtbauprinzip gestaltet, um den Patienten mit möglichst geringem Gewicht zu belasten. Zur optimalen Dimensionierung ist die genaue Kenntnis der auftretenden Kräfte und Momente erforderlich. Wesentliche Faktoren, die die Belastung beeinflussen, sind dabei die Ganggeschwindigkeit und die Beschaffenheit der Gehbahn. Zur Erfassung dieser Einflüsse wurden Gehversuche auf den vier häufigsten Gehbahnen Asphalt, Schotter, Sand und Kopfsteinpflaster bei drei Gehgeschwindigkeiten durchgeführt. Die Ergebnisse zeigen, daß die auftretenden Kräfte und Momente teilweise erheblich über denen liegen, die auf glatten Böden (z. B. Asphalt) gemessen wurden. In order to reduce the dimensions of the weight bearing parts, modular prostheses must be designed using the principles of lightweight construction. This requires that sufficient data concerning the acting forces and moments are available for the design. ' \ Essential facts, that influence the load, are the velocity of walking and the walkway surface. In order to evaluate these influences some experiments on the most frequent walking surfaces asphalt, cobble-stone, rubble and fine grain sand were cartied out at three different velocities. The results, which are discussed in this paper, indicate, that the acting forces and moments are considerably higher, than those measured on smooth surfaces, e. g. asphalt. 1 Einleitung
Zur Konstruktion von Rohrskelett-Prothesen werden möglichst exakte Daten über die beim Gehen auftretenden dynamischen Belastungen benötigt. Bisherige Untersuchungen (z.B. [2]) wurden, von wenigen Ausnahmen abgesehen [l, 5,6], überwiegend auf glatten Böden wie Asphalt und meistens bei unveränderlicher Ganggeschwindigkeit durchgeführt. Im folgenden soll deshalb der Einfluß dieser Parameter aufgrund von Untersuchungen an einer Unterschenkel-Rohrskelett-Prothese abgeschätzt werden. Die Versuche wurden auf vier verschiedenen Bodenstrukturen durchgeführt und zwar auf Asphalt, Schotter, Sand und Kopfsteinpflaster. Die Gehgeschwindigkeiten betrugen 1,8km/h, 3km/h und 4,5 km/h. Sie decken den Bereich des üblichen Gehverhaltens ab. 2 Versuchsaufbau Bild l zeigt schematisch die an einer UnterschenkelProthese in der Sagittalebene wirkenden Kräfte und das zu ihrer Registrierung vorgesehene Meßpylon. Bild 2 zeigt die Prothese mit dem Pylon im ganzen. Wichtigster Teil des Versuchsaufbaues zur Bestimmung der Kräfte und Momente ist das mit Dehn-
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oöerer Adapter oberer BiegemeQort
Belastungslinie
unterer BiegemeQort
Bild 1. Schematische Darstellung der Meßprothese mit den Bodenreaktionskräften in der Sagittalebene
meßstreifen bestückte Meßpylon (Bild 3). Die von den Kräften und Momenten verursachten Oberflächendehnungen werden damit in elektrische Spannungsänderungen umgewandelt. Diese werden von einer Telemetrieanlage drahtlos übertragen und dann auf Magnetband aufgezeichnet. Um den Versuchsablauf und das einwandfreie Arbeiten der Anlage kontrollieren zu können, werden die Signale außerdem mit Hilfe eines Achtkanalschreibers dargestellt. Die Bandaufzeichnung erfolgt digital im PulsCode-Verfahren, um größtmögliche Wiedergabe-
Biomedizinische Technik . Band 22 Heft 1-2/1977
Belastung von Unterschenkel-Rohrskelettprothesen
Bild 2. Gesamtansicht der verwendeten UnterschenkelProthese mit Meßpylon
Bild 3. Meßpylon mit Dehnungsmeßstreifen zur Bestimmung der Druck-, Biege- und Torsionsbeanspruchung
treue zu erzielen. Als Meßpylon wird ein Leichtmetallrohr aus AI Zn Mg Cu 0,5 mit einer berechneten Zeitfestigkeit von l O4 Lastwechseln verwendet. Die Telemetrieanlage ist erforderlich, um der Ver-
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suchsperson größtmögliche Bewegungsfreiheit, zu geben, und um die Untersuchungen auf realen Gehbahnen durchführen zu können. Zur Spannungsversorgung der Brückenschaltung enthält die Telemetrieanlage eine elektronisch stabilisierte, einstellbare Spannungsquelle. Die gesamte Registrieranlage kann mit einem Meßbus transportiert und netzunabhängig mit Strom versorgt werden. Die Dehnungsmeßstreifen sind so auf dem Meßpylon angeordnet, daß die axiale Druckbelastung FD, das Torsionsmoment MT und die Biegemomente in frontaler Ebene (Biegemoment frontal oben: MBFO; Biegemoment frontal unten: MBFU) und sagittaler Ebene (MusoJ MBSU) an zwei Punkten des Pylons gemessen werden können. Die Messung an zwei Punkten ermöglicht es, die Momente an anderen Stellen der starren Prothese durch Extrapolation zu ermitteln. Auf diese Weise können z. B. die Momente für den Schaftadapter und den Fußadapter (Knöchel) in frontaler und sagittaler Ebene ermittelt werden. Ihre Kenntnis ist für die konstruktive Gestaltung von wesentlicher Bedeutung. Die zeitliche Zuordnung der Signale ist dadurch gegeben, daß die Meßdaten mit der achtkanaligen Telemetrieanlage gleichzeitig übertragen und auf Band aufgezeichnet werden. Beginn und Ende der einzelnen Gangphasenabschnitte werden durch Signale von Fußschaltern festgelegt, die ebenfalls aufgezeichnet werden. 3 Eichung der Meßanordnung Um quantitative Aussagen über die am Meßpylon auftretenden Kräfte und Momente machen zu können, muß zunächst der Zusammenhang zwischen den mechanischen Dehnungen und den elektrischen Spannungen am Ausgang der Telemetrieanlage ermittelt werden. Zu diesem Zweck wird das Meßpylon nach Betrag und Richtung definierten statischen Belastungen ausgesetzt und die zugehörigen Spannungen am Ende der Meßkette (Ausgänge der Telemetrieanlage) aufgezeichnet. Für die Belastungsfälle Druck und Biegung wird eine ZugDruck-Prüfmaschine verwendet. Zur Eichung der Biegemeßstreifen werden die von der Maschine aufgebrachten Zugkräfte über Hebel so in das Meßpylon eingeleitet, daß über seine Länge ein konF · l erzeugt stantes Biegemoment von der Größe ^wird (Bild 4). Zur Eichung des Belastungsfalles Torsion wurde das Meßpylon einseitig in horizontaler Lage fest eingespannt, auf der Gegenseite gleitend gelagert und über einen Hebelarm l mit definierten Kräften FT tordiert. Um bei den unterschiedlichen Belastungen aufgrund der variierenden Bodenstrukturen und Gehgeschwindigkeiten jeweils optimale Ausgangssignale zu erhalten, wurden Eichkurven mit ver-
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2Vi- Fi —
— / -*
n
Meßpylon f
c
v
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Die Linearität ist um so besseryje dichter r2 bei l liegt.
3
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Bild 4. Schema der Vorrichtung zur Eichung der BiegungsMeßbrücken (l = const. = 100 mm)
schiedenen Brücken-Speisespannungen aufgenommen. Als Ergebnis liegen Kurvenscharen für jeden Belastungsfall vor, aus denen man bei gegebener Speisespannung zu jeder Ausgangsspannung die Kraft bzw. das Moment ablesen kann (Bild 5).
Für den Belastungsfall „Biegung frontal" wurde z. B. folgender mathematischer Zusammenhang zwischen den Momenten und dem Ausgangssignal bei einer Brückenspeisespannung Uv = l V ermittelt: bere Meßstelle: UBFO = 0,357 F — 49,1 = 0,9997 r2 Untere Meßstelle: UBFU = 0,432 F — 41,6 r2
1000
Daraus ergibt sich für das Biegemoment, wenn U in mV gemessen wird: MBFO = 0,14 · UBFO -f- 6,87 [Nm] MBFU = 0,115 UBFU + 4,81 [Nm]
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5OO
= 0,9998
4 Versuchsdurchführung und Auswertung •
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1500
U* * BrückensposespOnnung
Bild 5. Eichkurven für die obere Biegemeßstelle in der Frontalebene bei verschiedenen Speisespannungen
Um eine Rechnerauswertung zu ermöglichen, ist es notwendig, diese in Form mathematischer Ausdrücke darzustellen. Aus den Meßdaten der Eichversuche wurde deshalb der funktionelle Zusammenhang zwischen der Kraft F und der Signalspannung U, d. h. die Funktion U = aF+ b mit Hilfe der linearen Regression, bestimmt [3, 4]. Unter der Annahme eines linearen Zusammenhanges von Punkten (Uj, Fj) folgt dann für n Punkte: n Q
—
n b = U—aF
mit
, U =
n
i ,= - und F =
n
Die Güte der Linearität wird ausgedrückt durch ein Bestimmtheitsmaß r2.
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Für die Versuche wurden die vier Gehbahnstrukturen ausgewählt, die außerhalb des Hauses am häufigsten auftreten. Der Proband absolvierte eine 20 m lange Meßstrecke jeweils dreimal bei den drei Gehgeschwindigkeiten. Diese wurden vorgegeben, indem eine rote Kugel auf einem parallel zur Versuchsstrecke gespannten Stahlseil mit der gewünschten Geschwindigkeit entlanggezogen wurde. Von den pro Bodenstruktur und pro Geschwindigkeit durchgeführten ca. 30 Doppelschritten wurden je 10 ausgewertet. Bild 6 zeigt einen typischen Meßschrieb, der auf Sandboden bei 3 km/h aufgenommen wurde. Bei allen Belastungsfällen wurden die Maxima je Doppelschritt ermittelt und danach Mittelwerte und Standardabweichungen berechnet. Bei den Biegemomenten wurde nach oben auf den Schaftadapter und nach unten auf den Fußadapter (Knöchel) extrapoliert, da hier die gefährdeten Querschnitte zu vermuten sind. Die Auswertung erfolgte mit Hilfe eines programmierbaren Taschenrechners. Eine weitergehende Auswertung der gesamten Kurven mit einem Digitalrechner ist vorgesehen. Die Möglichkeit zur elektronischen Auswertung ist, wie früher bereits ausgeführt, gegeben, da die Meßwerte auf Band gespeichert wurden und mit Hilfe eines Analog-Digitalwandlers der Rechnerauswertung zugänglich gemacht werden können. Die ausgewerteten Kräfte und Momente wurden einem statistischen Test unterzogen, der die Stich-
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Belastung von
Kraft
[N].
13OO
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Unterschenkel-Rohrskelettprothesen
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4 Asphalt Seh Schotter Sa Sand
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Kopfstein
1.8km/h 3flkm/h 4,5km/h Standardabweichung
Bild 7. Maximale Druckkräfte in der Prothese und ihre Standardabweichungen "*aso
150 100 50
t50 \
100
Bild 6. Verlauf der Kräfte und Momente beim Gehen im Sand mit v = 3 km/h
probe auf Normalverteilung untersucht. Der Test ergab, daß für einige Fälle der frontalen Biegung keine Normalverteilung angenommen werden darf, während bei den übrigen Belastungsfällen von dieser Hypothese ausgegangen werden kann. Bei der Aufnahme der Meßdaten sind eine Reihe von Fehlern in der Meßkette wie Linearitätsabweichungen der Verstärker und der Übertragungsanlage, Temperaturdrift der Verstärker und Übersprechen zwischen den einzelnen Meßwertaufnehmern (DMS), welches die größten Beeinflussungen ergibt, nicht ganz zu vermeiden. Insbesondere müssen die Dehnmeßstreifen auf dem Meßpylon sehr genau positioniert werden. Dennoch trat beispielsweise bei maximaler sagittaler Biegung in den Frontalmeßbrücken ein Fehler von 4%, bezogen auf das maximale Signal, auf.
Gangbild beim Gehen im Sand am unregelmäßigsten. Eine Besonderheit zeigt sich insofern, als die kleinsten Standardabweichungen bei der von der Versuchsperson am angenehmsten empfundenen Geschwindigkeit von 3 km/h auftreten. Überwiegend treten hier auch die kleinsten Kräfte auf. Das läßt sich damit begründen, daß gewohnte Geschwindigkeiten zu einem regelmäßigeren Gangbild führen. Für den Belastungsfall Torsion (Bild 8) läßt sich keine einheitliche Tendenz in der Belastungshöhe erkennen. Während auf Asphalt im Mittel die kleinsten Momente auftreten, ergeben sich die größten Belastungen beim Gehen auf Schotter. Bei 3 km/h liegt das maximale Moment beispielsweise um ca. 50 % über demjenigen, das auf Asphalt gemessen wurde. Auf Sand und Kopfsteinpflaster ergeben sich etwas geringere Werte als auf Schotter. Insgesamt gesehen läßt sich aber auch in diesem Fall eine signifikante Erhöhung der Prothesenbeanspruchung im Vergleich zum glatten Boden erkennen. Torsion [NmJ'
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5 Ergebnisse
Die Ergebnisse sind in Form von Säulendiagrammen in den Bildern 7—10 dargestellt. Bei der Betrachtung der Druckkräfte (Bild 7) zeigt sich, daß nur die Gehbahnen Schotter und Kopfsteinpflaster zu geringfügig größeren Kräften führen als die Gehbahnen Sand und Asphalt. Wie man aus den Standardabweichungen ersehen kann, ist das Brought to you by | University of Queensland - UQ Library Authenticated Download Date | 6/20/15 11:18 AM
•
b c A Asphalt Seh Schotter Sa Sand K Kopfstein
a b c •
18 km/h 3flkm/h 4,5km/h Standardabweichung
Bild 8. Maximale Torsionsmomente in der Prothese und ihre Standardabweichungen
Belastung von
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Unterschenkel-Rohrskelettprothesen
Biegemomente (Knöchel)
[Nm]
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b c a b c •
Asphalt Schotter Sand Kopfstein
1.8km/h 3,0km/h 4,5 km/h Standardabweichung
Bild 9. Maximale Biegemomente in Knöchelhöhe in der Sagittal- und der Frontalebene mit Standardabweichungen
Betrachtet man die am Knöchel auftretenden Biegemomente (Bild 9), so zeigt sich, daß in der Frontalebene die stärksten Unregelmäßigkeiten auftreten. Die Art der Gehbahn hat hier einen großen Einfluß. Erwartungsgemäß ergeben sich die kleinsten Momente auf Asphalt. Danach folgen Sand und Schotter, die sich abgesehen von der Standardabweichung nur geringfügig unterscheiden. An der Spitze liegt Kopfsteinpflaster, wo zum Teil doppelt so große Werte auftreten wie auf Asphalt. Beim Momentenverlauf längs der Prothese ist bemerkenswert, daß die frontalen Momente, im Gegensatz zu den sagittalen Momenten, mit der Höhe zunehmen (Bild 10). Das größte Moment am Schaftadapter wurde auf Kopfsteinpflaster bei 1,8km/h registriert. Es erreicht
Biegemomente ( Schaftadapter )
[Nm]
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Bild 10. Maximale Biegemomente am Schaftadapter in der Sagittal- und der Frontalebene mit Standardabweichungen
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50 °/o des Sagittalmomentes zum gleichen Zeitpunkt. Die sagittalen Biegemomente nehmen sowohl am Knöchel (Bild 9) als auch am Schaftadapter (Bild 10) mit der Gehgeschwindigkeit zu. Eine Ausnahme bildet in dieser Ansicht lediglich Kopfsteinpflaster bei 3 km/h Gehgeschwindigkeit. Insgesamt betrachtet ist der Einfluß der Bodenstruktur in bezug auf die sagittalen Biegemomente jedoch nicht so stark ausgeprägt wie in der Frontalebene. Das größte Moment ergibt sich auf Kopfsteinpflaster -bei 4,5 km/h. Aus den Standardabweichungen ist zu erkennen, daß das gleichmäßigste Gangbild auf Asphalt erzielt wurde. Die sagittalen Momente nehmen mit der Höhe ab, wie es das mechanische Modell vermuten läßt. Die hier dargestellten Ergebnisse sind ein erster Schritt, um Belastungen an Unterschenkel-Rohrskelettprothesen quantitativ zu erfassen und so exakte Daten für die Konstruktion zu erhalten. Es werden allerdings noch eine größere Anzahl von Messungen mit mehreren Versuchspersonen beim Treppensteigen, Springen, beim Kreisgang und anderen Belastungsfällen notwendig sein, um genügend sichere Informationen zu erhalten.
Literatur: [1] Boenick, U., R. Zeuke: The Influence of the Walkway Surface on the Load Distribution in Modular Prostheses. Advances in External Control of Human Extremities, Belgrad 1975 [2] Fundamental studies of human locomotion and other Information relating to design of artificial limbs (Vol. I). University of California (Berkeley, 1945—1947) [3] HP 25 Programmsammlung, Hewlett-Packard, 1975 [4] Immrich, K.: Medizinische Statistik. Stuttgart, Schattauer, 1975 [5] v. Nettelhorst, H., R. Zeuke: Verfahren zur Simulation der tatsächlichen dynamischen Belastung von Beinprothesen. Biomedizinische Technik, 20 (1975) Ergänzungsband [6] Zeuke, R.: Biotelemetrische Untersuchungen über den Einfluß der Gehbahn-Struktur auf die Beanspruchung von Rohrskelett-Prothesen. Diplomarbeit, angefertigt am Fachgebiet Biomedizinische Technik, Technische Universität Berlin, 1974 Anschrift der Verfasser: Fachgebiet Biomedizinische Technik Technische Universität Berlin Dovestraße 6 D-1000 Berlin 10
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Untersuchung der Belastung von UnterschenkelRohrskelettprothesen auf Gehbahnen außerhalb des Hauses Experimental Analysis of the Loads acting on Below-Knee Modular Prostheses on Outdoor Walkway Surfaces Aus dem Fachgebiet Biomedizinische Technik im Institut für Feinwerktechnik und Biomedizinische Technik (Leiter: o. Prof. Dr.-Ing. U. Boenick)
Prothesen werden nach dem Leichtbauprinzip gestaltet, um den Patienten mit möglichst geringem Gewicht zu belasten. Zur optimalen Dimensionierung ist die genaue Kenntnis der auftretenden Kräfte und Momente erforderlich. Wesentliche Faktoren, die die Belastung beeinflussen, sind dabei die Ganggeschwindigkeit und die Beschaffenheit der Gehbahn. Zur Erfassung dieser Einflüsse wurden Gehversuche auf den vier häufigsten Gehbahnen Asphalt, Schotter, Sand und Kopfsteinpflaster bei drei Gehgeschwindigkeiten durchgeführt. Die Ergebnisse zeigen, daß die auftretenden Kräfte und Momente teilweise erheblich über denen liegen, die auf glatten Böden (z. B. Asphalt) gemessen wurden. In order to reduce the dimensions of the weight bearing parts, modular prostheses must be designed using the principles of lightweight construction. This requires that sufficient data concerning the acting forces and moments are available for the design. ' \ Essential facts, that influence the load, are the velocity of walking and the walkway surface. In order to evaluate these influences some experiments on the most frequent walking surfaces asphalt, cobble-stone, rubble and fine grain sand were cartied out at three different velocities. The results, which are discussed in this paper, indicate, that the acting forces and moments are considerably higher, than those measured on smooth surfaces, e. g. asphalt. 1 Einleitung
Zur Konstruktion von Rohrskelett-Prothesen werden möglichst exakte Daten über die beim Gehen auftretenden dynamischen Belastungen benötigt. Bisherige Untersuchungen (z.B. [2]) wurden, von wenigen Ausnahmen abgesehen [l, 5,6], überwiegend auf glatten Böden wie Asphalt und meistens bei unveränderlicher Ganggeschwindigkeit durchgeführt. Im folgenden soll deshalb der Einfluß dieser Parameter aufgrund von Untersuchungen an einer Unterschenkel-Rohrskelett-Prothese abgeschätzt werden. Die Versuche wurden auf vier verschiedenen Bodenstrukturen durchgeführt und zwar auf Asphalt, Schotter, Sand und Kopfsteinpflaster. Die Gehgeschwindigkeiten betrugen 1,8km/h, 3km/h und 4,5 km/h. Sie decken den Bereich des üblichen Gehverhaltens ab. 2 Versuchsaufbau Bild l zeigt schematisch die an einer UnterschenkelProthese in der Sagittalebene wirkenden Kräfte und das zu ihrer Registrierung vorgesehene Meßpylon. Bild 2 zeigt die Prothese mit dem Pylon im ganzen. Wichtigster Teil des Versuchsaufbaues zur Bestimmung der Kräfte und Momente ist das mit Dehn-
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Belastungslinie
unterer BiegemeQort
Bild 1. Schematische Darstellung der Meßprothese mit den Bodenreaktionskräften in der Sagittalebene
meßstreifen bestückte Meßpylon (Bild 3). Die von den Kräften und Momenten verursachten Oberflächendehnungen werden damit in elektrische Spannungsänderungen umgewandelt. Diese werden von einer Telemetrieanlage drahtlos übertragen und dann auf Magnetband aufgezeichnet. Um den Versuchsablauf und das einwandfreie Arbeiten der Anlage kontrollieren zu können, werden die Signale außerdem mit Hilfe eines Achtkanalschreibers dargestellt. Die Bandaufzeichnung erfolgt digital im PulsCode-Verfahren, um größtmögliche Wiedergabe-
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Belastung von Unterschenkel-Rohrskelettprothesen
Bild 2. Gesamtansicht der verwendeten UnterschenkelProthese mit Meßpylon
Bild 3. Meßpylon mit Dehnungsmeßstreifen zur Bestimmung der Druck-, Biege- und Torsionsbeanspruchung
treue zu erzielen. Als Meßpylon wird ein Leichtmetallrohr aus AI Zn Mg Cu 0,5 mit einer berechneten Zeitfestigkeit von l O4 Lastwechseln verwendet. Die Telemetrieanlage ist erforderlich, um der Ver-
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suchsperson größtmögliche Bewegungsfreiheit, zu geben, und um die Untersuchungen auf realen Gehbahnen durchführen zu können. Zur Spannungsversorgung der Brückenschaltung enthält die Telemetrieanlage eine elektronisch stabilisierte, einstellbare Spannungsquelle. Die gesamte Registrieranlage kann mit einem Meßbus transportiert und netzunabhängig mit Strom versorgt werden. Die Dehnungsmeßstreifen sind so auf dem Meßpylon angeordnet, daß die axiale Druckbelastung FD, das Torsionsmoment MT und die Biegemomente in frontaler Ebene (Biegemoment frontal oben: MBFO; Biegemoment frontal unten: MBFU) und sagittaler Ebene (MusoJ MBSU) an zwei Punkten des Pylons gemessen werden können. Die Messung an zwei Punkten ermöglicht es, die Momente an anderen Stellen der starren Prothese durch Extrapolation zu ermitteln. Auf diese Weise können z. B. die Momente für den Schaftadapter und den Fußadapter (Knöchel) in frontaler und sagittaler Ebene ermittelt werden. Ihre Kenntnis ist für die konstruktive Gestaltung von wesentlicher Bedeutung. Die zeitliche Zuordnung der Signale ist dadurch gegeben, daß die Meßdaten mit der achtkanaligen Telemetrieanlage gleichzeitig übertragen und auf Band aufgezeichnet werden. Beginn und Ende der einzelnen Gangphasenabschnitte werden durch Signale von Fußschaltern festgelegt, die ebenfalls aufgezeichnet werden. 3 Eichung der Meßanordnung Um quantitative Aussagen über die am Meßpylon auftretenden Kräfte und Momente machen zu können, muß zunächst der Zusammenhang zwischen den mechanischen Dehnungen und den elektrischen Spannungen am Ausgang der Telemetrieanlage ermittelt werden. Zu diesem Zweck wird das Meßpylon nach Betrag und Richtung definierten statischen Belastungen ausgesetzt und die zugehörigen Spannungen am Ende der Meßkette (Ausgänge der Telemetrieanlage) aufgezeichnet. Für die Belastungsfälle Druck und Biegung wird eine ZugDruck-Prüfmaschine verwendet. Zur Eichung der Biegemeßstreifen werden die von der Maschine aufgebrachten Zugkräfte über Hebel so in das Meßpylon eingeleitet, daß über seine Länge ein konF · l erzeugt stantes Biegemoment von der Größe ^wird (Bild 4). Zur Eichung des Belastungsfalles Torsion wurde das Meßpylon einseitig in horizontaler Lage fest eingespannt, auf der Gegenseite gleitend gelagert und über einen Hebelarm l mit definierten Kräften FT tordiert. Um bei den unterschiedlichen Belastungen aufgrund der variierenden Bodenstrukturen und Gehgeschwindigkeiten jeweils optimale Ausgangssignale zu erhalten, wurden Eichkurven mit ver-
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Bild 4. Schema der Vorrichtung zur Eichung der BiegungsMeßbrücken (l = const. = 100 mm)
schiedenen Brücken-Speisespannungen aufgenommen. Als Ergebnis liegen Kurvenscharen für jeden Belastungsfall vor, aus denen man bei gegebener Speisespannung zu jeder Ausgangsspannung die Kraft bzw. das Moment ablesen kann (Bild 5).
Für den Belastungsfall „Biegung frontal" wurde z. B. folgender mathematischer Zusammenhang zwischen den Momenten und dem Ausgangssignal bei einer Brückenspeisespannung Uv = l V ermittelt: bere Meßstelle: UBFO = 0,357 F — 49,1 = 0,9997 r2 Untere Meßstelle: UBFU = 0,432 F — 41,6 r2
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Daraus ergibt sich für das Biegemoment, wenn U in mV gemessen wird: MBFO = 0,14 · UBFO -f- 6,87 [Nm] MBFU = 0,115 UBFU + 4,81 [Nm]
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Bild 5. Eichkurven für die obere Biegemeßstelle in der Frontalebene bei verschiedenen Speisespannungen
Um eine Rechnerauswertung zu ermöglichen, ist es notwendig, diese in Form mathematischer Ausdrücke darzustellen. Aus den Meßdaten der Eichversuche wurde deshalb der funktionelle Zusammenhang zwischen der Kraft F und der Signalspannung U, d. h. die Funktion U = aF+ b mit Hilfe der linearen Regression, bestimmt [3, 4]. Unter der Annahme eines linearen Zusammenhanges von Punkten (Uj, Fj) folgt dann für n Punkte: n Q
—
n b = U—aF
mit
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i ,= - und F =
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Die Güte der Linearität wird ausgedrückt durch ein Bestimmtheitsmaß r2.
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Für die Versuche wurden die vier Gehbahnstrukturen ausgewählt, die außerhalb des Hauses am häufigsten auftreten. Der Proband absolvierte eine 20 m lange Meßstrecke jeweils dreimal bei den drei Gehgeschwindigkeiten. Diese wurden vorgegeben, indem eine rote Kugel auf einem parallel zur Versuchsstrecke gespannten Stahlseil mit der gewünschten Geschwindigkeit entlanggezogen wurde. Von den pro Bodenstruktur und pro Geschwindigkeit durchgeführten ca. 30 Doppelschritten wurden je 10 ausgewertet. Bild 6 zeigt einen typischen Meßschrieb, der auf Sandboden bei 3 km/h aufgenommen wurde. Bei allen Belastungsfällen wurden die Maxima je Doppelschritt ermittelt und danach Mittelwerte und Standardabweichungen berechnet. Bei den Biegemomenten wurde nach oben auf den Schaftadapter und nach unten auf den Fußadapter (Knöchel) extrapoliert, da hier die gefährdeten Querschnitte zu vermuten sind. Die Auswertung erfolgte mit Hilfe eines programmierbaren Taschenrechners. Eine weitergehende Auswertung der gesamten Kurven mit einem Digitalrechner ist vorgesehen. Die Möglichkeit zur elektronischen Auswertung ist, wie früher bereits ausgeführt, gegeben, da die Meßwerte auf Band gespeichert wurden und mit Hilfe eines Analog-Digitalwandlers der Rechnerauswertung zugänglich gemacht werden können. Die ausgewerteten Kräfte und Momente wurden einem statistischen Test unterzogen, der die Stich-
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Bild 7. Maximale Druckkräfte in der Prothese und ihre Standardabweichungen "*aso
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Bild 6. Verlauf der Kräfte und Momente beim Gehen im Sand mit v = 3 km/h
probe auf Normalverteilung untersucht. Der Test ergab, daß für einige Fälle der frontalen Biegung keine Normalverteilung angenommen werden darf, während bei den übrigen Belastungsfällen von dieser Hypothese ausgegangen werden kann. Bei der Aufnahme der Meßdaten sind eine Reihe von Fehlern in der Meßkette wie Linearitätsabweichungen der Verstärker und der Übertragungsanlage, Temperaturdrift der Verstärker und Übersprechen zwischen den einzelnen Meßwertaufnehmern (DMS), welches die größten Beeinflussungen ergibt, nicht ganz zu vermeiden. Insbesondere müssen die Dehnmeßstreifen auf dem Meßpylon sehr genau positioniert werden. Dennoch trat beispielsweise bei maximaler sagittaler Biegung in den Frontalmeßbrücken ein Fehler von 4%, bezogen auf das maximale Signal, auf.
Gangbild beim Gehen im Sand am unregelmäßigsten. Eine Besonderheit zeigt sich insofern, als die kleinsten Standardabweichungen bei der von der Versuchsperson am angenehmsten empfundenen Geschwindigkeit von 3 km/h auftreten. Überwiegend treten hier auch die kleinsten Kräfte auf. Das läßt sich damit begründen, daß gewohnte Geschwindigkeiten zu einem regelmäßigeren Gangbild führen. Für den Belastungsfall Torsion (Bild 8) läßt sich keine einheitliche Tendenz in der Belastungshöhe erkennen. Während auf Asphalt im Mittel die kleinsten Momente auftreten, ergeben sich die größten Belastungen beim Gehen auf Schotter. Bei 3 km/h liegt das maximale Moment beispielsweise um ca. 50 % über demjenigen, das auf Asphalt gemessen wurde. Auf Sand und Kopfsteinpflaster ergeben sich etwas geringere Werte als auf Schotter. Insgesamt gesehen läßt sich aber auch in diesem Fall eine signifikante Erhöhung der Prothesenbeanspruchung im Vergleich zum glatten Boden erkennen. Torsion [NmJ'
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5 Ergebnisse
Die Ergebnisse sind in Form von Säulendiagrammen in den Bildern 7—10 dargestellt. Bei der Betrachtung der Druckkräfte (Bild 7) zeigt sich, daß nur die Gehbahnen Schotter und Kopfsteinpflaster zu geringfügig größeren Kräften führen als die Gehbahnen Sand und Asphalt. Wie man aus den Standardabweichungen ersehen kann, ist das Brought to you by | University of Queensland - UQ Library Authenticated Download Date | 6/20/15 11:18 AM
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18 km/h 3flkm/h 4,5km/h Standardabweichung
Bild 8. Maximale Torsionsmomente in der Prothese und ihre Standardabweichungen
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Biegemomente (Knöchel)
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Asphalt Schotter Sand Kopfstein
1.8km/h 3,0km/h 4,5 km/h Standardabweichung
Bild 9. Maximale Biegemomente in Knöchelhöhe in der Sagittal- und der Frontalebene mit Standardabweichungen
Betrachtet man die am Knöchel auftretenden Biegemomente (Bild 9), so zeigt sich, daß in der Frontalebene die stärksten Unregelmäßigkeiten auftreten. Die Art der Gehbahn hat hier einen großen Einfluß. Erwartungsgemäß ergeben sich die kleinsten Momente auf Asphalt. Danach folgen Sand und Schotter, die sich abgesehen von der Standardabweichung nur geringfügig unterscheiden. An der Spitze liegt Kopfsteinpflaster, wo zum Teil doppelt so große Werte auftreten wie auf Asphalt. Beim Momentenverlauf längs der Prothese ist bemerkenswert, daß die frontalen Momente, im Gegensatz zu den sagittalen Momenten, mit der Höhe zunehmen (Bild 10). Das größte Moment am Schaftadapter wurde auf Kopfsteinpflaster bei 1,8km/h registriert. Es erreicht
Biegemomente ( Schaftadapter )
[Nm]
A
100-·
Seh
Sa
inn
sagittal
50-·
frontal
b c A Asphalt Seh Schotter Sa Sand K Kopfstein
a b c •
1.8km/h 3flkm/h 4,5km/h Standardabweichung
Bild 10. Maximale Biegemomente am Schaftadapter in der Sagittal- und der Frontalebene mit Standardabweichungen
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Biomedizlnische Technik Band 22 Heft 1-2/1977
50 °/o des Sagittalmomentes zum gleichen Zeitpunkt. Die sagittalen Biegemomente nehmen sowohl am Knöchel (Bild 9) als auch am Schaftadapter (Bild 10) mit der Gehgeschwindigkeit zu. Eine Ausnahme bildet in dieser Ansicht lediglich Kopfsteinpflaster bei 3 km/h Gehgeschwindigkeit. Insgesamt betrachtet ist der Einfluß der Bodenstruktur in bezug auf die sagittalen Biegemomente jedoch nicht so stark ausgeprägt wie in der Frontalebene. Das größte Moment ergibt sich auf Kopfsteinpflaster -bei 4,5 km/h. Aus den Standardabweichungen ist zu erkennen, daß das gleichmäßigste Gangbild auf Asphalt erzielt wurde. Die sagittalen Momente nehmen mit der Höhe ab, wie es das mechanische Modell vermuten läßt. Die hier dargestellten Ergebnisse sind ein erster Schritt, um Belastungen an Unterschenkel-Rohrskelettprothesen quantitativ zu erfassen und so exakte Daten für die Konstruktion zu erhalten. Es werden allerdings noch eine größere Anzahl von Messungen mit mehreren Versuchspersonen beim Treppensteigen, Springen, beim Kreisgang und anderen Belastungsfällen notwendig sein, um genügend sichere Informationen zu erhalten.
Literatur: [1] Boenick, U., R. Zeuke: The Influence of the Walkway Surface on the Load Distribution in Modular Prostheses. Advances in External Control of Human Extremities, Belgrad 1975 [2] Fundamental studies of human locomotion and other Information relating to design of artificial limbs (Vol. I). University of California (Berkeley, 1945—1947) [3] HP 25 Programmsammlung, Hewlett-Packard, 1975 [4] Immrich, K.: Medizinische Statistik. Stuttgart, Schattauer, 1975 [5] v. Nettelhorst, H., R. Zeuke: Verfahren zur Simulation der tatsächlichen dynamischen Belastung von Beinprothesen. Biomedizinische Technik, 20 (1975) Ergänzungsband [6] Zeuke, R.: Biotelemetrische Untersuchungen über den Einfluß der Gehbahn-Struktur auf die Beanspruchung von Rohrskelett-Prothesen. Diplomarbeit, angefertigt am Fachgebiet Biomedizinische Technik, Technische Universität Berlin, 1974 Anschrift der Verfasser: Fachgebiet Biomedizinische Technik Technische Universität Berlin Dovestraße 6 D-1000 Berlin 10
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