Belastungsanalysen an Orthesengelenken
Methodische Entwicklung und Anwendung eines
3D-Belastungsmesssystems an Orthesengelenken
vorgelegt von
Dipl.-Ing.
Lucien Opitz
geb. in Hannover
von der Fakultät V – Verkehrs- und Maschinensysteme
der Technischen Universität Berlin
zur Erlangung des akademischen Grades
Doktor der Ingenieurwissenschaften
- Dr.-Ing. -
genehmigte Dissertation
Promotionsausschuss
Vorsitzender: Prof. Dr.-Ing. Henning J. Meyer
Gutachter: Prof. Dr.-Ing. Marc Kraft
Gutachter: Prof. Dr.-Ing. David Hochmann
Tag der wissenschaftlichen Aussprache: 22. März 2018
Berlin 2018
Vorwort
Vorwort
An dieser Stelle möchte ich mich bei allen Personen bedanken, die zum Gelingen dieses Projektes
beigetragen haben.
Der Dank gilt insbesondere dem Projektinitiator Prof. Dr.-Ing. David Hochmann, der das Projekt
engagiert unterstützte, mir stets sein vollstes Vertrauen und sehr viele Freiheiten schenkte.
Vielen Dank für die Unterstützung und das Vertrauen an Prof. Dr.-Ing. Marc Kraft, ohne ihn wäre
die Durchführung dieser Arbeit nicht möglich gewesen.
Ohne die finanzielle Unterstützung der Otto Bock HealthCare GmbH wäre das Forschungspro-
jekt ebenfalls nicht durchführbar gewesen. An dieser Stelle möchte ich mich bei Herrn Olaf Kroll-
Orywahl, dem Initiator seitens Otto Bock, und den ehemaligen Kollegen bedanken, die durch ihren
Input das Projekt unschätzbar beschleunigten.
Ich möchte mich bei allen Mitarbeitern der Fachhochschule Münster bedanken, die zum Erfolg des
Projektes beigetragen haben. Hier gilt der Dank dem stetig wachsenden Team des Labors für Bio-
mechatronik, insbesondere Martin Becker, Maxim Kirillov, Christian Kluck und Katharina Schmidt
sowie den Studierenden Aaron Henrichs, Julian Mevenkamp und Matthias Kramer, die zeitweise
das Projekt unterstützten.
Einen großen Anteil bei der Umsetzung vieler Projektbausteine hatten Otfried Berges und Thomas
Gehltomholt, die durch ihren Ideenreichtum und ihre exzellenten maschinenbautechnischen Fertig-
keiten entscheidend das Projekt prägten und zum Erfolg beitrugen.
Weiterhin möchte ich mich bei Herrn Stefan Averkamp für seine Unterstützung bei den FEM-
Simulationen, Herrn Tobias Schniedermann für seine Unterstützung beim Härten der Knöchelsen-
soren und Herrn Prof. Dr. rer. nat. Eckhard Finke für seine Vorlesungen zum Thema FEM herzlich
bedanken.
Vielen Dank an die Patienten und die Projektpartner des Universitätsklinikums in Heidelberg Julia
Block, Daniel Heitzmann und Sebastian Wolf.
I
Abstract
Abstract
Mit der bisher üblichen instrumentellen Ganganalyse lassen sich mittels inverser Dynamik die
Gelenkmomente an Knie- und Sprunggelenk in drei Ebenen ermitteln. Jedoch wird hier nur die
Summe aller externen Gelenkmomente anhand eines biomechanischen Modells berechnet. Dieses
Modell lässt weder Rückschlüsse auf die auftretenden Momente in dem Parallelsystem Orthese zu
noch eignet es sich um zwischen der Lastverteilung von muskulären Anteilen und Orthesenbela-
stungen zu differenzieren. In dieser Arbeit werden Methoden entwickelt, um Systemgelenke für die
In-situ-Messung zu modifizieren und zu instrumentieren, um damit die auf die Orthesenkompo-
nenten wirkenden Momente in den ursprünglichen Orthesen der Patienten zu erfassen. Dies hat
den Vorteil, dass die auftretenden Orthesenbelastungen anders als in Modellen oder auf Prüfstän-
den unter realen Bedingungen ermittelt werden können. Die resultierenden Messergebnisse geben
Aufschluss über die individuelle Belastungssituation der Orthese und können für Festigkeitsbe-
trachtungen von Orthesenkomponenten genutzt werden. Gleichermaßen lassen sie Rückschlüsse auf
den Orthesenträger wie beispielsweise seinen muskulären Status, Deformitäten, o. ä. Eigenschaften
zu und können in klinischen Studien zur Wirksamkeit oder Verbesserung von Orthesen genutzt
werden.
Nach einer ausführlichen Literaturexploration beschäftigt sich der erste Teil der Arbeit mit der
Sensorkonzipierung, -herstellung, -kalibrierung und -validierung. Es wird eine systematische Vorge-
hensweise vorgestellt, die mit Hilfe der Finite-Elemente-Methode (FEM) eine anforderungsgerechte
Sensordimensionierung und -evaluation ermöglicht. Die fertigen Sensoren werden abschließend für
die Validierung, der sich aus der Anwendung der FEM resultierenden Modelle, eingesetzt. Die
Datenerfassung der Orthesenmessgelenke erfolgt lichtschrankengesteuert sowohl synchron zur in-
strumentellen Ganganalyse wie auch als eigenständiges Messsystem.
Der zweite Teil belegt anhand von exemplarischen Anwendungen am Patienten die Funktionalität
des Gesamtmesssystems und zeigt dessen Potenziale auf. Anhand dieser Messungen werden we-
sentliche Unterschiede zwischen der direkten Messung von Orthesengelenkmomenten und der über
inverse Dynamik berechneten externen Gelenkmomente aufgezeigt. Es werden die Gelenkmomente,
die Raum-Zeit-Parameter und der Winkel der unteren Extremität bezüglich der vertikalen Achse
im Raum vom mobilen Orthesenmesssystem erfasst, bewertet und der stationären instrumentellen
Ganganalyse gegenübergestellt. Hierfür werden geeignete Methoden der Datenanalyse präsentiert.
III
Abstract
It is state of the art to use instrumented gait analysis to determine the joint moments at the knee
and ankle joint by inverse dynamics in all three planes. However, only the sums of all external
joint moments are calculated using a biomechanical model. This model does not allow conclusions
to be drawn about the occurring moments in the parallel system orthosis, nor can it differentiate
between the load distribution of the muscular parts and the orthosis loads.
In this dissertation, methods are developed to modify and instrument system joints for in situ
measurement to detect the moments on the orthotic components in the patient’s original orthosis.
The advantage of this method is that the occurring orthoses loads can be determined under real
conditions in contrast to models or test stands. The measurement results provide information about
the individual stress situation of the orthosis and can be used for strength assessment of orthotic
components. Likewise, they allow conclusions to be drawn about the patient such as the muscular
status, deformities, or similar characteristics, and can be used in clinical studies for the efficacy or
improvement of orthoses.
After a detailed literature exploration, the first part of the dissertation deals with the conception,
production, calibration and validation of the sensor system. A systematic approach is presented,
which allows the user to use the finite element method to design and evaluate custom sensor
elements. The developed sensor is finally used to validate the finite element models. The data ac-
quisition of the orthotic measuring joints is controlled by a photoelectric trigger to synchronize the
instrumented gait analysis with the independent measuring system.
The second part demonstrates the functionality of the overall measurement system using exemplary
applications and shows its potential. Based on these patient measurements, significant differences
between the direct measurement of the orthotic joint moments and the external joint moments
calculated by means of inverse dynamics are shown. The joint moments, the temporal-spatial pa-
rameters and the angle of the lower extremity to the vertical axis are measured with the mobile
orthotic measuring system, evaluated and are compared to the stationary instrumented gait ana-
lysis. Appropriate methods for data analysis are presented for this purpose.
IV
Inhaltsverzeichnis
Inhaltsverzeichnis
Abbildungsverzeichnis IX
Tabellenverzeichnis XV
Abkürzungsverzeichnis XVII
1 Einleitung 1
2 Grundlagen 3
2.1 Vorbemerkungen ...................................... 3
2.2 Medizinprodukte-RechtlicheRahmenbedingungen................... 3
2.3 Orthetik........................................... 4
2.3.1 Klassifizierung von Orthesen ........................... 4
2.3.2 Orthesen der unteren Extremität ......................... 5
2.3.3 Wirkmechanismen von Orthesen der unteren Extremität ............ 8
2.3.4 Etablierte mechanische Prüfverfahren für Orthesen ............... 11
2.3.5 Ziele der Messung von Orthesenbelastungen ................... 12
2.4 Stand der Wissenschaft zu Belastungsanalysen an Orthesen .............. 13
2.4.1 Messung von Orthesenbelastungen der unteren Extremität ........... 13
2.4.2 Bisherige Untersuchungen zu Orthesenbelastungen der unteren Extremität . . 15
2.5 MethodischeEntwicklung,ValidierungundBauteilfestigkeit.............. 34
2.6 Festigkeitshypothesen ................................... 35
2.7 Finite-Elemente-Methode . ................................ 37
3 Methodische Entwicklung - modulares Messsystem 41
3.1 Vorbemerkungen ...................................... 41
3.2 Methodik-Sensorentwicklungund-validierung..................... 41
3.2.1 Sensorkonzeptionierungenund-dimensionierungen ............... 43
3.2.2 Knöchelgelenkmodifikationenund-instrumentierung.............. 47
3.2.3 Dorsal-/Plantar-Knöchelsensor.......................... 50
3.2.4 Kniegelenkmodifikationenund-instrumentierung................ 55
3.3 EntwicklungdesKalibrierverfahrens ........................... 59
3.3.1 Kalibrierungallgemein............................... 59
3.3.2 AnforderungsanalysederKalibrierverfahren................... 60
3.3.3 Beschreibung der Kalibrierstände ......................... 61
3.3.4 MessunsicherheitderKalibriermomente ..................... 65
3.3.5 Kalibrierung der Messgelenke ........................... 68
3.3.6 FehlerquellenundMaßnahmen .......................... 69
3.4 Charakterisierung der Messgelenke . . .......................... 71
3.4.1 Vorbemerkungen.................................. 71
V
Inhaltsverzeichnis
3.4.2 Beschreibung der Validierung der Finite-Elemente-Analysen .......... 72
3.4.3 Validierung der Finite-Elemente-Analysen der Knöchel-Messgelenke ..... 72
3.4.4 Validierung der Finite-Elemente-Analysen der Knie-Messgelenke ....... 76
3.4.5 ValidierungderKalibrierungundQuersprechen................. 78
3.4.6 Konformitätsbewertung der instrumentierten Orthesengelenke ......... 82
3.5 Gesamtmesssystem ..................................... 84
3.5.1 Messmethodik - Belastungsanalyse an Orthesengelenken ............ 84
3.5.2 Anforderungen und Funktionen des Gesamtmesssystems . . . ......... 86
3.5.3 TeilsystemKamera................................. 88
3.5.4 Teilsystem integriertes Orthesenmessgelenk ................... 89
3.5.5 Gesamtmesssystem - Messunsicherheit der Gelenkmomente .......... 94
3.6 Zusammenfassung ..................................... 95
3.7 Diskussion.......................................... 96
4 Exemplarische Anwendungen 99
4.1 Vorbemerkungen ...................................... 99
4.2 MaterialundMethode................................... 99
4.2.1 Versuchsplanung ..................................100
4.2.2 Datenanalyse....................................102
4.3 ProofofConcept-AFO..................................105
4.3.1 Versuchsbeschreibung ...............................105
4.3.2 Kinematikdaten-UnterschenkelwinkelundRaum-Zeit-Parameter ......105
4.3.3 Kinetikdaten - Erfassung der Orthesengelenkmomente .............108
4.3.4 GelenkevaluationanhandvonBelastungsindizes.................110
4.4 ProofofConcept-KAFOgesperrt............................110
4.4.1 Versuchsbeschreibung ...............................110
4.4.2 EbenesGehen....................................111
4.4.3 Rampe........................................112
4.4.4 Treppe........................................113
4.4.5 GelenkevaluationanhandvonBelastungsindizes.................113
4.4.6 Schlussfolgerungen.................................114
4.5 MessungamICP-Patienten(AFO-Versorgung) .....................117
4.6 ZusammenfassungderErgebnisse.............................122
5 Zusammenfassung und Ausblick 127
Literaturverzeichnis 129
A Anhang 137
A.1 VorhandeneLiteratur-Recherchestrategie........................137
A.2 AktuelleStudienergebnisse-ErgänzendeDarstellungen.................139
A.3 ArtderBeanspruchung-StatischeWerkstoffkennwerte.................142
A.4 FEM-Simulationsparameter ...............................143
A.4.1 „Übersichts-FEM“desKnöchelgelenks......................143
A.4.2 „Übersichts-FEM“desKniegelenks........................144
VI
Inhaltsverzeichnis
A.5 Gelenkmodifikationen-ergänzendeInformationen ...................145
A.5.1 Kniegelenkmodifikationen.............................145
A.5.2 HärtungderKnöchelsensoren...........................146
A.6 Kalibrierstände - Teillösungen ...............................147
A.7 ZMDI Mixed-Signal-IC ZSC31050 .............................148
A.8 Grundbeanspruchungsarten und Berechnungsgleichungen . ...............149
A.9 HertzschePressung.....................................149
A.10 DMS-Typen und Applikationsorte ............................150
A.10.1ListeverwendeterDMS-Typen ..........................150
A.10.2 Hebellängen: Krafteinleitung zu DMS-Applikationsort .............150
A.11 Messtechnik der Kalibrierstände .............................151
A.11.1SignalrauschenKraftsensorKD24s-1kN .....................151
A.11.2 Signalrauschen Drehmomentsensor TS110a-100Nm ...............152
A.11.3 Quantisierungsstufen des 24-Bit Messverstärkers ................152
A.12Messunsicherheit-VerformungsabhängigeWinkel....................153
A.13 Kalibrierfaktoren der Messgelenke . . ..........................154
A.14 Kennlinien - Verformungscharakteristik der Messgelenke ................155
A.14.1 Knöchelmessgelenke ................................155
A.14.1.1 17LA3=12(L) ..............................155
A.14.1.2 17LA3=12(R) . .............................156
A.14.1.3 17LA3=16(L) ..............................157
A.14.1.4 17LA3=16(R) . .............................158
A.14.1.5 17LA3=20(L) ..............................159
A.14.1.6 17LA3=20(R) . .............................160
A.14.2 Kniemessgelenke ..................................161
A.14.2.1 17LK3=L12 ...............................161
A.14.2.2 17LK3=R12 ...............................162
A.14.2.3 17LK3=L16 ...............................163
A.14.2.4 17LK3=R16 ...............................164
A.14.2.5 17LK3=L20 ...............................165
A.14.2.6 17LK3=R20 ...............................166
A.15ValidierungFEM......................................167
A.15.1 Modifizierte Kniegelenke - 17LK3=* .......................167
A.15.1.1Belastungsebenesagittal-LastfälleAP-distal.............167
A.15.1.2Belastungsebenefrontal-LastfälleML-distal.............169
A.15.2 Modifizierte Knöchelgelenke - 17LA3=* .....................170
A.15.2.1Knöchelsensoren.............................170
A.15.2.2Belastungsebenefrontal-LastfälleML ................171
A.16 Kennlinien - Validierung kalibrierter integrierter Messgelenke .............172
A.16.1Versuchsplan-ValidierungKalibrierung.....................172
A.16.2GlättungsbereichgleitenderDurchschnitt ....................173
A.16.3 Knöchelmessgelenke ................................174
A.16.3.1 17LA3=12(L) ..............................174
A.16.3.2 17LA3=12(R) . .............................175
A.16.3.3 17LA3=16(L) ..............................176
VII
Inhaltsverzeichnis
A.16.3.4 17LA3=16(R) . .............................177
A.16.3.5 17LA3=20(L) ..............................178
A.16.3.6 17LA3=20(R) . .............................179
A.16.4 Kniemessgelenke ..................................180
A.16.4.1 17LK3=L12 ...............................180
A.16.4.2 17LK3=R12 ...............................181
A.16.4.3 17LK3=L16 ...............................182
A.16.4.4 17LK3=R16 ...............................183
A.16.4.5 17LK3=L20 ...............................184
A.16.4.6 17LK3=R20 ...............................185
A.17Patientendaten-Erfassungsbogen ............................186
A.18MittlereGelenkbelastung .................................187
A.18.1 MGZ -PoC-AFO..................................187
A.18.2 MGZ -PoC-KAFOgesperrt............................187
A.19ValidierungUSW-VerlaufvonIMUundGanganalyse..................188
A.20PoC-AFO-EbenesGehen0°Dorsalanschlag ......................190
A.21PoC-KAFObilateralgesperrt...............................191
A.21.1Konditionen-KAFObilateralgesperrt .....................191
A.21.2PoC-KAFOEbenesGehenbilateralgesperrt ..................192
A.21.3PoC-KAFORampebilateralgesperrt ......................194
A.21.4PoC-KAFOTreppebilateralgesperrt ......................196
A.22MessungenanICP-Patienten(AFO-Versorgung) ....................197
A.22.1 Fehlerabschätzung - externes Gelenkmoment der instrumentellen Ganganalyse197
A.22.2Versuchsdurchgang1................................199
A.22.3Versuchsdurchgang2................................200
Erklärung zur Urheberschaft 202
VIII
Abbildungsverzeichnis
Abbildungsverzeichnis
2.1 Klassifikation nach ISO 8549-3 modifiziert nach [81, S.4] ............... 5
2.2 Sprunggelenkortheseaus[70] .............................. 6
2.3 Fersenentlastungsortheseaus[70] ............................ 6
2.4 Karbon-FußheberorthesemitDorsalanlageaus[70] .................. 6
2.5 Karbon-FußheberorthesemitVentralanlageaus[70].................. 6
2.6 UnilateraleAFOmitGelenkaus[70].......................... 6
2.7 KAFObilateralaus[70] ................................. 7
2.8 KAFOunilateralaus[70] ................................ 7
2.9 SCOE-MagActiveaus[70] ............................... 7
2.10 SSCOC-Braceaus[70].................................. 7
2.11 Stick-Chain Modell: 3-/4-Punkt-System ........................ 8
2.12 KAFO - mediolateral 3-Punkt-System aus [44, S.51] ................. 8
2.13 Zusammenhang Lastlinie - externes Kniemoment aus [44, S.302] ........... 9
2.14 Zusammenhang Lastlinie - externe Gelenkmomente aus [44, S.303] ......... 9
2.15 Einflussfaktoren der Mensch-Orthese-Schnittstelle in Anlehnung an [41, S.64] . . . 10
2.16 Technologische Ansätze der Messung von Orthesenbelastungen (exemplarisch) . . . 13
2.17 Messorthese mit instrumentierten Adaptern (1969) modifiziert nach [54] ...... 15
2.18 Kalibrierung instrumentierter Adapter einer Orthese (1969) aus [54] ........ 15
2.19 Messorthese mit Mehrkomponentensensoren (1981) modifiziert nach [89] ...... 16
2.20 Messmethodik SCO Kaufman (2005) aus [45, S.271] ................. 19
2.21 Messergenisse - externes Kniemoment (pos. Flexion) aus [45, S.279] ......... 20
2.22 KAFO-Messorthese Andrysek (2008) modifiziert nach [5, S.1373] .......... 21
2.23 SCO-Messorthese Hochmann (2012) aus [42] ...................... 27
2.24 Messorthese Andrysek (2014) aus [4, S.106] ...................... 29
2.25 Ursprung von Orthesenmomenten aus [77] ....................... 30
2.26 Detaillierungsgrad des Entwicklungsprozesses aus [61, S.38] ............. 34
2.27 ÜbersichtprinzipiellerVorgehensmodelleaus[61,S.39]................ 34
2.28 Grundstruktur mechatronischer Systeme [VDI 2206] aus [73, S.12] ......... 34
2.29 Grundprinzip der Festigkeitsbetrachtung aus [13, S.32] ................ 35
2.30 Belastungsfälleaus[56,S.73] .............................. 35
2.31 SchematischSpannungs-Dehnungs-Diagrammeaus[67,S.43]............. 36
2.32 Prozess der FEM aus [2, S.88] . ............................. 37
2.33 PrinzipderlinearenFEMaus[2,S.88]......................... 37
2.34 Prozess der FEM detailliert modifiziert nach [85, S.4] ................. 38
2.35 Modelladäquanz...................................... 39
3.1 Methodik-SensordimensionierungundFE-ModellValidierung ........... 41
3.2 17LK3=L16 . . ...................................... 43
IX
Abbildungsverzeichnis
3.3 17LA3=16 ......................................... 43
3.4 Explosionsansichten (A) 17LA3=16, (B) 17LK3=L16 ................. 44
3.5 Krafteinleitung an asymmetrischen Profilen modifiziert nach [67, Tabellen S.19],
[39, S.133] ......................................... 46
3.6 17LA3 - Ansicht drei Schnittebenen ........................... 46
3.7 17LK3 (distales Element) - Ansicht drei Schnittebenen ................ 46
3.8 QualitativeFEM25NmMedialmoment ........................ 47
3.9 QualitativeFEM15NmTorsion............................. 47
3.10 Schnittdarstellung 17LA3 ................................ 48
3.11 Knöchelgelenkinstrumentierung - exemplarisch 17LA3=L16 ............. 49
3.12 SchnittansichtKnöchelsensor .............................. 51
3.13 Iterationen-KonstruktionsoptimierungendesKnöchelsensors ............ 52
3.14 Freigabemoment-12erKnöchelsensor ......................... 52
3.15 Freigabemoment-16erKnöchelsensor ......................... 52
3.16 Freigabemoment-20erKnöchelsensor ......................... 52
3.17 Freigabemoment(S=1)-12erKnöchelsensor...................... 53
3.18 T-Rosette Instrumentierung aus [43, S.238] ...................... 54
3.19 InstrumentierteKnöchelsensoren ............................ 54
3.20 Knöchelsensor-exemplarischGelenkvariante16mm ................. 54
3.21 17LK3 95 Nm Anteriormoment ............................. 55
3.22 17LK3 20 Nm Lateralmoment .............................. 55
3.23 15NmTorsionsmoment ................................. 55
3.24 Modifikationen 17LK3=* ................................ 55
3.25 Modifikationen 17LK3=* distal (Hauptträgheitsachsen) ............... 56
3.26 KerbspannungsbestimmungmittelsdesidealisiertenFE-Modells........... 57
3.27 FEAKerbspannung ................................... 58
3.28 Kniegelenkinstrumentierung - exemplarisch 17LK3=L16 ............... 58
3.29 TranslatorischerKalibrierstand(tKS).......................... 61
3.30 RotatorischerKalibrierstand(rKS)........................... 61
3.31 Knöchelkalibrieradapter 17LA3=* ........................... 62
3.32 Kniekalibrieradapter 17LK3=16 ............................. 62
3.33 Kniekalibrieradapter 17LK3=* ............................. 62
3.34 Einspannbedingung-AP-LastfallKnöchel....................... 63
3.35 MechatronischesBlockschaltbild-tKS......................... 63
3.36 MechatronischesBlockschaltbild-rKS......................... 64
3.37 Funktionsdiagramm des tKS aus [72, S.185] ...................... 65
3.38 AnteilederGesamtmessunsicherheitdestKSinAnlehnungan[16,S.27] ...... 66
3.39 Verformungsmessung instrumentiertes Messgelenk (A) und Kalibrierung iOG (B) . 68
3.40 Richtungskonvention - Orthesengelenkmomente .................... 71
3.41 FEA-Validierung Knöchelsensoren - Berechnete Materialspannungen (Ordinate)
aus DMS-Messungen sowie FE-Stützstellen in Bezug zur Druckkraft (Abszisse) . . 73
3.42 FEA-Validierung ML-Knöchelgelenk - Berechnete Materialspannungen aus DMS-
MessungensowieFE-StützstelleninBezugzumBiegemoment............ 73
3.43 Lager 17LA3=* - Aufbau, Kontaktbereiche ...................... 74
3.44 Kalibrierung 17LA3=12 - Nennmoment ........................ 75
X
Abbildungsverzeichnis
3.45 FEA-Validierung Knie AP-distal - Berechnete Materialspannungen aus DMS-Messungen
sowieFE-StützstelleninBezugzumVorgabe-Biegemoment ............. 76
3.46 FEA-Validierung Knie ML-distal - Berechnete Materialspannungen aus DMS-Messungen
sowieFE-StützstelleninBezugzumVorgabe-Biegemoment ............. 77
3.47 Black-Box Messkette - Validierung der Kalibrierung .................. 78
3.48 Kennwerte - Validierung Kalibrierung und Quersprechen (exemp. 17LA12(R)) . . . 79
3.49 Problembeschreibung - AP-Messsignal proximal 17LK3=L12 . ............ 81
3.50 Messmethodik - Gesamtmesssystem aus [90](Bildquelle [D]) ............. 84
3.51 Blockdiagramm - Messkonzept . . . .......................... 85
3.52 Funktionsdiagramm Gesamtmesssystem ........................ 87
3.53 FunktionsdiagrammKamera............................... 88
3.54 Messanordnung Basler acA640-90uc ........................... 88
3.55 Prozess vom Orthesen-Systemgelenk zum integrierten Messsystem - iOG ...... 89
3.56 MechatronischesBlockdiagramm-iOG......................... 90
3.57 „Ishikawa“ Ursache-Wirkungs-Diagramm der Messunsicherheit des Messgelenks . . 92
3.58 Iterationsstufen der Messelektronik- und Anschlusstechnikentwicklung ....... 93
3.59 iOGBlack-Box ...................................... 94
4.1 Kinetik-KennwerteundexemplarischeBerechnungderBelastungsindizes......102
4.2 AusschnittWinkelverlaufUnterschenkel-Trial1 ...................105
4.3 Bestimmung von Raum-Zeit-Parametern - exemplarisch ebenes Gehen (1 Trial) . . 107
4.4 Ausschnitt RZP - exemplarisch ebenes Gehen (1 Trial) - Legende vgl. Abb.4.3 . . . 107
4.5 Ebenes Gehen (5 Trials) - Orthesengelenkbelastungen auf GZ normiert und RZP . 108
4.6 AFOunilateral ......................................109
4.7 Externes Gelenkmoment vs. Orthesengelenkmoment (Knöchelgelenk) ........109
4.8 KAFObilateralgesperrt.................................110
4.9 TreppeAbwärtsgehen-KAFOgesperrt ........................113
4.10 Funktionsnachweis-Stand-AloneMessungKAFO...................115
4.11 ICP-Patient-AFOunilateral ..............................117
4.12 Trial1-ExterneMomenteundiOG-Momente(Sagittalebene)............117
4.13 Trial1-ExterneMomenteundiOG-Momente(Frontalebene)............118
4.14 Trial1-ExterneMomenteundiOG-Momente(Transversalebene)..........118
4.15 EbenesGehen(5Trials/25GZ)-RechtesiOGaufGZnormiertundRZP.....119
4.16 EbenesGehen(5Trials/25GZ)-LinkesiOGaufGZnormiertundRZP .....120
4.17 Krafteinleitung-AFOunilateral ............................121
A.1 Messdatendarstellung - ebenes Gehen Kniegelenk medial gesperrt aus [5, S.1375] . 139
A.2 Messdatendarstellung - ebenes Gehen Kniegelenk medial ungesperrt aus [5, S.1376] 140
A.3 Sagittalmomente - ebenes Gehen Kniegelenk medial ungesperrt aus [5, S.1376] . . . 140
A.4 3D-Kräfte und Momente KAFO 0° gesperrt aus [10, S.109] ..............141
A.5 BerechnungderWerkstoff-Festigkeitskennwerteaus[67,S.45] ............142
A.6 Faktoren zur Berechnung der Werkstoff-Festigkeitskennwerte aus [67, Tabellen S.47]142
A.7 17LA3=* - FE-Modell Lastfall ML/ Torsion ......................143
A.8 Vereinfachtes FE-Modell - Lastfälle AP, ML, Torsion - 17LK3=L16 .........144
A.9 Exemplarisch Härtemessung - Messpunkte .......................146
A.10 Kugeleindruck-Sensorspitzenicht-gehärtet ......................146
XI
Abbildungsverzeichnis
A.11 Kugeleindruck-Sensorspitzegehärtet .........................146
A.12 12er,16er,20erKnöchelsensoren ............................146
A.13 Industrieofen . . .....................................146
A.14 Blockdiagramm Mixed-Signal-IC ZSC31050 aus [102, S.13] ..............148
A.15 Signalrauschen-KraftsensordestranslatorischenPrüfstands(exemplarisch)....151
A.16 Signalrauschen - Drehmomentsensor des rotatorischen Prüfstands (exemplarisch) . 152
A.17 VerformungsabhängigeWinkel..............................153
A.18 17LA3=12(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) ............155
A.19 17LA3=12(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) ............155
A.20 17LA3=12(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) ..........155
A.21 17LA3=12(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) ............156
A.22 17LA3=12(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) ............156
A.23 17LA3=12(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) ..........156
A.24 17LA3=16(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) ............157
A.25 17LA3=16(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) ............157
A.26 17LA3=16(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) ..........157
A.27 17LA3=16(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) ............158
A.28 17LA3=16(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) ............158
A.29 17LA3=16(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) ..........158
A.30 17LA3=20(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) ............159
A.31 17LA3=20(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) ............159
A.32 17LA3=20(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) ..........159
A.33 17LA3=20(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) ............160
A.34 17LA3=20(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) ............160
A.35 17LA3=20(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) ..........160
A.36 17LK3=L12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) .............161
A.37 17LK3=L12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) .............161
A.38 17LK3=L12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) . . . ........161
A.39 17LK3=R12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) .............162
A.40 17LK3=R12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) .............162
A.41 17LK3=R12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) ...........162
A.42 17LK3=L16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) .............163
A.43 17LK3=L16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) .............163
A.44 17LK3=L16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) . . . ........163
A.45 17LK3=R16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) .............164
A.46 17LK3=R16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) .............164
A.47 17LK3=R16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) ...........164
A.48 17LK3=L20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) .............165
A.49 17LK3=L20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) .............165
A.50 17LK3=L20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) . . . ........165
A.51 17LK3=R20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene) .............166
A.52 17LK3=R20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene) .............166
A.53 17LK3=R20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene) ...........166
A.54 Randbedingungen-FEA-ValidierungKniegelenkdistalSagittalmoment ......167
A.55 Biegespannung-exemplarisch16erVariante12,5NmPosteriormoment.......168
XII
Abbildungsverzeichnis
A.56 Einspannbedingung 17LK3=L12 ML-distal .......................169
A.57 Einspannbedingung 17LK3=L16 ML-distal .......................169
A.58 Einspannbedingung 17LK3=L20 ML-distal .......................169
A.59 Messanordnung - FEA-Validierung Frontalmomente Knie ML-distal/ -proximal . . 169
A.60 Einspannbedingung16erAP-Sensorstift ........................170
A.61 FEA40Nm-12erSensorstift ..............................170
A.62 FEA70Nm-16erSensorstift ..............................170
A.63 FEA80Nm-20erSensorstift ..............................170
A.64 FE-Modell-Knöchelsensor ...............................170
A.65 Iterative FE-Modelloptimierung - 17LA3=16 Lastfall 20 Nm Medialmoment . . . . 171
A.66 FE-Modell 17LA3=* Validierung ML-Lastfall .....................171
A.67 Exemplarisch Simulationsergebnisse 17LA3=16 Validierung 20 Nm Medialmoment . 171
A.68 17LA3=12(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . 174
A.69 17LA3=12(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . 174
A.70 17LA3=12(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) 174
A.71 17LA3=12(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . 175
A.72 17LA3=12(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . 175
A.73 17LA3=12(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) 175
A.74 17LA3=16(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . 176
A.75 17LA3=16(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . 176
A.76 17LA3=16(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) 176
A.77 17LA3=16(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . 177
A.78 17LA3=16(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . 177
A.79 17LA3=16(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) 177
A.80 17LA3=20(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . 178
A.81 17LA3=20(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . 178
A.82 17LA3=20(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) 178
A.83 17LA3=20(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . 179
A.84 17LA3=20(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . 179
A.85 17LA3=20(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) 179
A.86 17LK3=L12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . . 180
A.87 17LK3=L12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . . 180
A.88 17LK3=L12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) . 180
A.89 17LK3=R12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . . 181
A.90 17LK3=R12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . . 181
A.91 17LK3=R12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) . 181
A.92 17LK3=L16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . . 182
A.93 17LK3=L16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . . 182
A.94 17LK3=L16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) . 182
A.95 17LK3=R16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . . 183
A.96 17LK3=R16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . . 183
A.97 17LK3=R16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) . 183
A.98 17LK3=L20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . . 184
A.99 17LK3=L20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . . 184
A.100 17LK3=L20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) . 184
XIII
Abbildungsverzeichnis
A.101 17LK3=R20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene) . . . 185
A.102 17LK3=R20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene) . . . 185
A.103 17LK3=R20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene) . 185
A.104ValidierungUSWimRaum-ebenesGehenTrial1 ..................188
A.105ValidierungUSWimRaum-ebenesGehenTrial2 ..................188
A.106ValidierungUSWimRaum-ebenesGehenTrial3 ..................188
A.107KorrigierterUSWimRaum(Ausschnitt)-ebenesGehenTrial1 ..........189
A.108KorrigierterUSWimRaum(Ausschnitt)-ebenesGehenTrial2 ..........189
A.109KorrigierterUSWimRaum(Ausschnitt)-ebenesGehenTrial3 ..........189
A.110KorrelationvonkorrigiertemUSWundGanganalyse-ebenesGehenTrial1....189
A.111KorrelationvonkorrigiertemUSWundGanganalyse-ebenesGehenTrial2....189
A.112KorrelationvonkorrigiertemUSWundGanganalyse-ebenesGehenTrial3....189
A.113 Ebenes Gehen (Trial 1) - Orthesengelenkbelastungen 0° DA .............190
A.114 Ebenes Gehen (Trial 2) - Orthesengelenkbelastungen 0° DA .............190
A.115 Ebenes Gehen (Trial 3) - Orthesengelenkbelastungen 0° DA .............190
A.116 Ebenes Gehen (Trial 4) - Orthesengelenkbelastungen 0° DA .............191
A.117 Ebenes Gehen (Trial 5) - Orthesengelenkbelastungen 0° DA .............191
A.118KonditionebenesGehen-KAFObilateralgesperrt..................191
A.119KonditionRampe-KAFObilateralgesperrt......................191
A.120KonditionTreppe-KAFObilateralgesperrt......................191
A.121EbenesGehen(exemplarischTrial1)-KAFObilateralgesperrt0°DA.......192
A.122EbenesGehennormiert(5Trials)-KAFObilateralgesperrt0°DA.........192
A.123 Ebenes Gehen normiert Knie links (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA . . . 192
A.124 Ebenes Gehen normiert Knöchel links (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA . 193
A.125 Ebenes Gehen normiert Knie rechts (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA . . 193
A.126 Ebenes Gehen normiert Knöchel rechts (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA 193
A.127Rampe(exemplarischTrial1)-KAFObilateralgesperrt0°DA...........194
A.128Rampenormiert(5Trials)-KAFObilateralgesperrt0°DA.............194
A.129RampenormiertKnielinks(5Trials)-KAFObilateralgesperrt0°DA.......194
A.130RampenormiertKnöchellinks(5Trials)-KAFObilateralgesperrt0°DA.....195
A.131RampenormiertKnierechts(5Trials)-KAFObilateralgesperrt0°DA......195
A.132RampenormiertKnöchelrechts(5Trials)-KAFObilateralgesperrt0°DA ....195
A.133 Treppe linkes Knie-iOG (exemplarisch Trial 1) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA . . 196
A.134 Treppe rechtes Knie-iOG (exemplarisch Trial 1) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA . 196
A.135AbschätzungderMessunsicherheitderinstrumentellenGanganalyse ........198
A.136Trial1-ExterneundiOG-Momentenormiert(Sagittalebene)............199
A.137Trial1-ExterneundiOG-Momentenormiert(Frontalebene) ............199
A.138Trial1-ExterneundiOG-Momentenormiert(Transversalebene)..........199
A.139Trial2-ExterneMomenteundiOG-Momente(Sagittalebene)............200
A.140Trial2-ExterneMomenteundiOG-Momente(Frontalebene)............200
A.141Trial2-ExterneMomenteundiOG-Momente(Transversalebene)..........200
A.142Trial2-ExterneundiOG-Momentenormiert(Sagittalebene)............201
A.143Trial2-ExterneundiOG-Momentenormiert(Frontalebene) ............201
A.144Trial2-ExterneundiOG-Momentenormiert(Transversalebene)..........201
XIV
Tabellenverzeichnis
Tabellenverzeichnis
2.1 FunktionelleStrukturvonAFOs ............................. 5
2.2 Motivation für die Ermittlung von Orthesenbelastungen . ............... 12
2.3 Normierte externe Gelenkmomente für Orthesen der unteren Extremität aus [48, S.716] 18
2.4 Einflussparameter auf die Orthesenbelastung . ..................... 30
3.1 Grundlegende Anforderungen an Gelenkmodifikationen ................. 44
3.2 Gelenkmodifikationen - Frontalmomenterfassung 17LA3=* . . . ............ 48
3.3 AnforderungenandieKnöchelsensoren.......................... 50
3.4 Dimensionierung der Knöchelsensoren - Randparameter und Dimensionierung .... 51
3.5 17LK3 Modifikation - AP-proximal ............................ 55
3.6 Gelenkmodifikationen - Frontalmomenterfassung 17LK3=* proximal ......... 56
3.7 Gelenkmodifikationen - Sagittalmomenterfassung 17LK3=* distal (Schnitt B) .... 56
3.8 Gelenkmodifikationen - Frontalmomenterfassung 17LK3=* distal (Schnitt C) .... 57
3.9 AnalytischerAnsatz-KerbspannunganhandeineseinfachenModells......... 57
3.10BestimmungKerbspannungundKerbformzahlmittelsFEA.............. 58
3.11AnforderungenandieKalibrierstände .......................... 60
3.12 17LA3=* Einspannlänge .................................. 62
3.13 17LK3=* Einspannlänge .................................. 62
3.14Kalibrierstände-TechnischeDaten............................ 64
3.15AbschätzungderMessunsicherheitdesKalibriermoments-tKS............ 66
3.16Kalibrierung-12mmGelenke............................... 68
3.17Kalibrierung-16mmGelenke............................... 68
3.18Kalibrierung-20mmGelenke............................... 68
3.19 Lagerabmessungen - 17LA3=* .............................. 74
3.20 Fußbügel 17LA3=* - Festigkeitsbetrachtung Kalibrieradapter (Frontalmoment) . . . 75
3.21MessunsicherheitenKnöchel-iOG............................. 80
3.22MessunsicherheitenKnie-iOG............................... 80
3.23 Ergänzung der Konformitätsbewertung - angepasste Risikoanalyse 17LK3/LA3=* . 82
3.24 Medizinprodukt mit Messfunktion - Forderungen aus [32] . . . ............ 83
3.25 Wichtigste Anforderungen an das Gesamtmesssystem .................. 86
3.26AnforderungenandieKamera............................... 88
3.27 Anforderungen an das iOG-Messsystem ......................... 89
4.1 Erhebung von Patientendaten . ..............................101
4.2 Ergebnisse - lineare Regression ..............................105
4.3 RZPVergleich .......................................108
4.4 BelastungsindizesebenesGehen16mm(14mm)-AFOunilateral...........110
4.5 RZPKAFObilateral-ebenesGehen...........................111
4.6 ErgebnisübersichtebenesGehen-KAFObilateralgesperrt ..............112
XV
Tabellenverzeichnis
4.7 RZPKAFO-Rampe....................................112
4.8 ErgebnisübersichtRampe-KAFObilateral .......................112
4.9 ErgebnisübersichtTreppe-KAFObilateral .......................113
4.10BelastungsindizesebenesGehen16mm(14mm)-KAFObilateral..........114
4.11BelastungsindizesRampe16mm(14mm)-KAFObilateral..............114
A.1 WortlistezurthematischenLiteratursuche........................138
A.2 Polio- und Postpoliomyelitis Probanden - KAFO Belastungsmessung aus [5, S.1374] 139
A.3 Patientenbezogene Daten - KAFO Belastungsmessung aus [10, S.107] .........141
A.4 MaximaleDrehmomentebeimGehenaus[77](zitiertaus[60]) ............141
A.5 (Wichtigste) Physikalische Eigenschaften X14CrMoS17 .................143
A.6 Simulationsparameter-„Übersichts-FEM“Knöchelgelenk ...............143
A.7 Simulationsparameter-„Übersichts-FEM“Kniegelenk .................144
A.8 Gelenkmodifikationen - Frontalmomenterfassung 17LK3=* distal (Schnitt B) ....145
A.9 Simulationsparameter und -ergebnisse - Kerbspannungsanalyse FEM Knie AP-distal 145
A.10MittlereHärtenachVickers................................146
A.11 Teillösungen rKS/ tKS - Erfüllung von Teilfunktionen .................147
A.12 Grundbeanspruchungsarten und Berechnungsgleichungen aus [56, S.75] ........149
A.13HertzschePressungaus[56,S.77].............................149
A.14 Applizierte DMS-Typen auf Messgelenken ........................150
A.15 Hebellängen - Kniegelenk 17LK3=* ...........................150
A.16 Hebellängen - Knöchelgelenk 17LA3=* (vgl. Abb.3.34) . . . ..............150
A.17SignalrauschenKraftsensorKD24s-translatorischerKalibrierstand..........151
A.18 Signalrauschen Drehmomentsensor TS110a - rotatorischer Kalibrierstand .......152
A.19WinkelabhängigkeitinFolgevonHubbezogenaufdasFestlager............153
A.20 Kalibrierfaktoren der Messgelenke . . ..........................154
A.21Simulationsparameter-Sagittalmomente,FEAKniegelenkeAP-distal ........168
A.22Simulationsparameter-Frontalmomente,FEAKniedistal...............169
A.23Simulationsparameter-FEAKnöchelsensoren......................170
A.24(Wichtigste)PhysikalischeEigenschaften42CrMo4...................170
A.25Simulationsparameter-Frontalmomente,FEAKnöchel ................172
A.26 Versuchsplan Validierung - Nennmomente Kalibrierung Messgelenke . ........172
A.27 Anzahl an Datenpunkte für gleitende Durchschnittsbildung ..............173
A.28MittlereGelenkmomentejeGZebenesGehen-AFOunilateral ............187
A.29MittlereGelenkmomentejeGZebenesGehen-KAFObilateral............187
A.30MittlereGelenkmomentejeGZRampe-KAFObilateral ...............187
XVI
Abkürzungsverzeichnis
Abkürzungsverzeichnis
AD Analog-Digital
ADU Analog-Digital-Umsetzer
AFO Ankle-Foot Orthosis/ Knöchel-Fuß-Orthese (Unterschenkelorthese)
AIMD Active Implantable Medical Devices/ Aktive implantierbare Medizinprodukte
Anm Anmerkung
AP Anterior-Posterior
CAD Computer-Aided Design/ rechnerunterstütztes Konstruieren
CMC Coefficient of Multiple Correlation/ multipler Korrelationskoeffizient
CoP Center of Pressure/ Krafteinleitungspunkt
DA Dorsalanschlag
DMS Dehnungsmessstreifen
DUT Device Under Test/ Messobjekt
EU Europäische Union
FE Finite-Elemente
FEA Finite-Elemente-Analyse
FEM Finite-Elemente-Methode
FGM Freigabemoment
FO Foot Orthosis/ Fuß-Orthese
fps frames per second/ Bildwiederholrate
FS Full Scale/ Messbereichsendwert
GKV Gesetzliche Krankenversicherung
GMFCS Gross Motor Function Classification System
GRAFO Ground Reaction Ankle Foot Orthosis
GRF Ground Reaction Force/ Bodenreaktionskraft
GRFV Ground Reaction Force Vector/ Bodenreaktionskraftvektor
GUM Guide to the Expression of Uncertainty in Measurement
GZ Gangzyklus
HMV Hilfsmittelverzeichnis
HW Hardware
IBK Initialer Bodenkontakt
IC Integrated Circuit/ integrierte Schaltung (Halbleiterbauelement)
ICP Infantile-Cerebralparese
XVII
Abkürzungsverzeichnis
IMU Interial Measurement Unit/ Intertialsensormodul
IVD In-Vitro-Diagnostic/ In-Vitro-Diagnostika Richtlinie
IVDR In-Vitro-Diagnostic Device Regulation/ In-Vitro-Diagnostika Verordnung
iOG integriertes (instrumentiertes) Orthesenmessgelenk
KAFO Knee-Ankle-Foot Orthosis/ Knie-Knöchel-Fuß-Orthese (Ganzbeinorthese)
KL Kennlinie
Knie-TEP Knie-Totalendoprothese
MDD Medical Device Directive/ Medizinprodukterichtlinie - Richtlinie
93/42/EWG über Medizinprodukte
MDR Medical Device Regulation/ Medizinprodukte-Verordnung
ML Medial-Lateral
MPG Medizinproduktegesetz
OSW Oberschenkelwinkel
OT Orthopädietechniker
OTM Orthopädietechniker-Meister
PLS-AFO Posterior-Leaf-Spring-Ankle-Foot Orthosis
PoC Proof of Concept/ Nachweis der Funktionalität
RGO Reciprocal-Gait Orthosis/ Reziproke Gehorthese
rKS rotatorischer Kalibrierstand
RMSE Root Mean Square Error/ Wurzel der mittleren Fehlerquadratsumme
RZP Raum-Zeit-Parameter
SCO Stance-Control Orthosis/ Standphasenkontrollierte Orthese
SMS Sagittalmomentsensoren
SSCO Stance-Swing-Phase-Control Orthosis/ Stand- und
Schwungphasenkontrollierte Orthese
SSV Stand-/ Schwungphasen-Verhältnis
SW Software
TEDS Transducer Electronic Data Sheet/ elektronisches Datenblatt
tKS translatorischer Kalibrierstand
TOTE Test-Operate-Test-Exit
USW Unterschenkelwinkel
XVIII
Einleitung
1 Einleitung
In der Rehabilitation wird u. a. durch den koordinierten Einsatz von medizinischen und techni-
schen Maßnahmen versucht, ein Höchstmaß an unabhängiger Lebensführung zu erreichen. Eine
Definition hierzu lässt sich im Technical Report 668/1981 der Weltgesundheitsorganisation (WHO)
finden. Der Grundgedanke der Rehabilitation ist die Wiederherstellung und der Erhalt körperli-
cher, beruflicher und sozialer Fähigkeiten durch den Einsatz technischer Hilfsmittel. Der Anspruch
auf technische Hilfsmittel, welche den Erfolg einer Krankenbehandlung sichern, ist im deutschen
Sozialrecht1verankert.
Die Ausgaben für Hilfsmittel der Gesetzlichen Krankenversicherung (GKV) in Deutschland belie-
fen sich im Jahr 2015 auf 7,63 Millarden Euro. Von 2011 bis 2015 sind diese Aufwendungen um
21 % gestiegen ([84]). Rund ein Viertel dieser Ausgaben der GKV sind orthopädischen Hilfsmitteln
zuzuordnen ([82]). Allein die Barmer GEK verbuchte im Jahr 2015 für Orthesen, Schienen und
Bandagen Ausgaben von 99 Millionen Euro ([83]). Die Nachfrage und der finanzielle Aufwand für
diese Art von Hilfsmitteln sind unstrittig. Die Konzipierung und konstruktive Gestaltung dieser
Hilfsmittel bleibt dabei „logischerweise“ außen vor, denn dies sind Aufgaben von Ärzten/ Ortho-
päden, Orthopädietechnikern (OT), Orthopädietechniker-Meistern (OTM) und Ingenieuren.
Orthesen sind Medizinprodukte und zählen zu den Hilfsmitteln. Das Fachgebiet Orthetik ist the-
matisch der Rehabilitationstechnik zuzuordnen. Die Orthetik lässt sich prinzipiell nach der Körper-
region klassifizieren: Rumpforthetik, obere Extremität und untere Extremität.
Vorwiegend stellt die gelenkübergreifende Orthetik der unteren Extremität vielfältige Anforderun-
gen an die Materialien und die konstruktive Auslegung der Komponenten. Die Orthesen dienen in
erster Linie der Stützwirkung des skelettalen Systems des Orthesenträgers. Dabei entlasten und
führen sie Gelenke während der Bewegungsausführung und werden darüber hinaus für die Kor-
rektur von Fehlstellungen eingesetzt. Hierbei wirkt die Orthese aktiv, durch das Aufbringen von
Kräften und die Erzeugung von Momenten, nach dem Drei-Punkt- oder Vier-Punkt-Prinzip auf
den menschlichen Körper. Die passive Wirkung einer Orthese beschränkt sich auf statische Effek-
te durch Verschiebung der Lastlinie bezüglich der Gelenkdrehpunkte und entfaltet ihre Wirkung
lediglich während der Standphase. Beim Aufbau von Orthesen steht typischerweise zunächst der
statische Aspekt im Vordergrund. Entsprechende Aufbauprinzipien haben sich in jahrzehntelan-
ger Erfahrung entwickelt und stellen die handwerkliche Kompetenz eines OTs/ OTMs dar. Das
korrekte Maß der Versorgung lässt sich nur iterativ durch Erprobung im Alltag ermitteln. Über-
und Unterversorgungen bei Neuversorgungen lassen sich insbesondere durch die Klärung der drei
Fragen beantworten ([38, S.44]):
• „Konnte das medizinische Versorgungsziel erreicht werden?“
• „War die Versorgung „zu wenig“ und muss nun die Orthese mit einem höheren Korrekturhebel
ausgestattet werden?“
• „Oder war die Orthese „zu viel“, so dass der Korrekturhebel reduziert werden kann?“
1Gesetzesgrundlage: §26 des SGB IX, §33 SGB V
1
Einleitung
Die Frage nach den Orthesenbelastungen ist von großem Interesse, da die Tauglichkeit von Orthesen
der unteren Extremität und die Akzeptanz des Patienten mit der Gewichtsreduktion des Hilfsmit-
tels steigen ([5, S.1372]). Eine nutzergerechte Gestaltung von Orthesen im Sinne von Gewichtsre-
duktion bei gleichbleibender Funktionalität und akzeptablen Abmessungen setzt die Kenntnis der
auf die Komponenten wirkenden mechanischen Lasten voraus. Diese Lasten sind nicht mit Hilfe
ganganalytischer Untersuchungen messbar, sondern nur durch eine direkte Instrumentierung der
Orthesenkomponenten. Der Grund hierfür ist ein breites Spektrum an Einflussfaktoren, die die
Orthesenbelastungen bestimmen. Die Kenntnis des Ursprungs und der Amplitude der auftretenden
Momente ermöglicht die anforderungsgerechte Gestaltung von Orthesenkomponenten.
Insbesondere aus technologischen Gründen und dem damit verbundenen Aufwand ist es bisher
nicht realisiert worden, Orthesenbelastungen an großen Probandenkollektiven zu untersuchen. Eine
ausreichende Datengrundlage für die Ableitung von Optimierungskriterien der Orthesengestaltung
und -konfiguration ist nicht gegeben. Die Voraussetzung für die Ableitung objektiver Richtlinien
und Gestaltungsparameter sind Messsysteme, die die Erfassung der auf die Orthesenkomponenten
wirkenden Momente ermöglichen und sich im Bereich der Individualorthetik in der Originalorthese
einsetzen lassen. Diese Messsysteme müssen sich unkompliziert in die Orthese einbauen lassen und
die wirkenden Momente zuverlässig erfassen. Sie dürfen den Patienten weder durch eine Volumen-
oder Gewichtserhöhung, noch eine aufwändige Verkabelung beeinträchtigen.
Basierend auf den daraus generierten Erkenntnissen und dem Wissenszuwachs lässt sich die Versor-
gungsqualität durch Vermeidung von Über- oder Unterversorgungen erhöhen. Bei einer optimalen
Versorgung gilt so viel wie nötig und so wenig wie möglich in die Biomechanik des Patienten
einzugreifen. Ziel der orthetischen Versorgung ist es ein Höchstmaß an Normalität hinsichtlich der
Biomechanik, des Bewegungsumfangs des Hüft-, Knie-, Knöchelgelenks und des Fußes wiederher-
zustellen. Das Wissen um die auftretenden Orthesenbelastungen ist darüber hinaus als Randbedin-
gung für die Dimensionierung und Größenabstufung von Neukonstruktionen erforderlich.
Aufbau und Aufgabenstellungen der Arbeit
Ziel der Arbeit ist es die auf die Orthesenkomponenten wirkenden Momente in der Originalorthese
des Patienten messtechnisch zu erfassen. Dazu wird ein methodisches Vorgehen vorgestellt, das es
ermöglicht modulare Knöchel- und Kniemessgelenke auf Grundlage von handelsüblichen System-
gelenken zu entwickeln.
In Kapitel 2 werden grundlegende Informationen und Hintergründe zum Medizinprodukterecht, zur
Orthetik und zu Materialfestigkeitsbetrachtungen sowie zum aktuellen Forschungsstand dargelegt.
In Kapitel 3 wird eine Methodik vorgestellt und angewendet, die es ermöglicht einen neuartigen Sen-
sortyp mittels der Finite-Elemente-Methode (FEM) anforderungsgerecht zu entwickeln und deren
Validität durch eine geeignete Kalibriermethodik nachzuweisen. Die neuartigen Sensoren werden in
Kombination mit der instrumentellen Ganganalyse eingesetzt, hierzu wird eine Gesamtmessmetho-
dik vorgestellt.
In Kapitel 4 werden die Sensoren exemplarisch an Patienten angewendet. Sie kommen sowohl in
Kombination mit der Ganganalyse als auch im Alleinbetrieb („Stand-Alone“) zum Einsatz. Es wer-
den die Unterschiede zwischen externen Momenten und Orthesengelenkmomenten herausgearbeitet
und die Raum-Zeit-Paramter (RZP) sowie der erfasste Winkelverlauf von dem Messsystem mit der
Ganganalyse verglichen.
In Kapitel 5 erfolgt abschließend eine kurze Zusammenfassung und ein Ausblick hinsichtlich des
Optimierungspotenzials der Messtechnik und zukünftiger Forschungsaktivitäten.
2
Grundlagen
2 Grundlagen
2.1 Vorbemerkungen
Dieses Kapitel gibt eine Übersicht zu den rechtlichen Rahmenbedingungen für Medizinproduk-
te, Begrifflichkeiten und Präzisierungen des Anwendungsgebietes in der Orthetik, den aktuellen
Forschungsstand bezüglich Belastungsanalysen an Orthesen und Grundlagen der Materialfestig-
keitsberechnung und -bewertung.
2.2 Medizinprodukte - Rechtliche Rahmenbedingungen
Das deutsche Medizinproduktegesetz (MPG) umfasste bis zum 25. Mai 2017 die nationale Um-
setzung der europäischen Richtlinien 90/385/EWG für aktive implantierbare medizinische Geräte
(AIMD), 93/42/EWG für Medizinprodukte (MDD) und 98/79/EG für In-vitro-Diagnostika (IVD).
Auf Ebene der EU sind am 25. Mai 2017 die neuen Medizinprodukte-Verordnungen MDR ((EU)
2017/745) und IVDR ((EU) 2017/746) in Kraft getreten. Für die MDR gilt eine Übergangsfrist
von drei Jahren und gilt ab dem 26. Mai 2020. Die IVDR gilt ab dem 26. Mai 2022. Die MDR1und
IVDR2ersetzen die bis dato gültigen Medizinprodukte-Richtlinien (MDD, AIMD und IVD;[32]).
Der Unterschied zwischen EU-Richtlinien und -Verordnungen besteht in der Art der Gesetzgebung.
Richtlinien werden unter Beteiligung der EU-Mitgliedsländer und EWR Staaten erarbeitet, wäh-
rend Verordnungen von der EU-Kommission in Brüssel ohne Zustimmung der Länderparlamente
erlassen werden und innerhalb der gesetzten Frist als europäisches, übernationales Recht anzuwen-
den sind ([31]).
Medizinprodukte werden je nach Risikopotenzial einer von vier Klassen (I, IIa, IIb, III) zugeordnet.
Die Klassifizierung des Risikopotenzials von Medizinprodukten erfolgt nach Anhang VIII Kapitel III
Klassifizierungsregeln der MDR. Je höher die Klasse, desto höher ist das Risikopotenzial für den
menschlichen Körper ([32, S.8]). Orthesen sind entsprechend der gültigen MDR als Medizinprodukte
der Klasse I mit geringem Risikopotenzial zu klassifizieren3([32, S.141]). Die Konformitätsbewer-
tung von Medizinprodukten, bei denen es sich nicht um Sonderanfertigungen handelt, ist in der EU
Pflicht ([32, Art.20]). Voraussetzung für die CE-Kennzeichnung ist der Durchlauf eines Konformi-
tätsbewertungsverfahrens, welches die Einhaltung der MDR für ein Produkt feststellt ([32, S.18]).
Sonderanfertigungen sind von dieser Kennzeichnungspflicht ausgenommen. Individualorthesen, die
für einen einzelnen Patienten und dessen individuellen Bedürfnisse durch eine berechtigte Person
angefertigt werden, sind Sonderanfertigungen ([32, S.16]). Die im Kontext dieser Arbeit behandel-
ten Unterschenkelorthesen (AFOs) und Ganzbeinorthesen (KAFOs) mit System-Orthesengelenken
1Die MDR ersetzt die Richtlinie 93/42/EWG über Medizinprodukte (MDD) und die Richtlinie 90/385/EWG über
aktive implantierbare Medizinprodukte (AIMD; [32]).
2Die IVDR ersetzt die Richtlinie 98/79/EG über in-vitro Diagnostika (IVD; [33])
3Anwendbar ist Punkt 4. “NICHT INVASIVE PRODUKTE“, Unterpunkt 4.1. Regel 1: “Alle nicht invasiven Pro-
dukte gehören zur Klasse I,...“ ([32, S.141]).
3
Grundlagen
fallen unter die Regelung der Sonderanfertigung. Diese Produkte sind deshalb nicht CE-Kennzeich-
nungspflichtig, unterliegen aber einem Konformitätsbewertungsverfahren4.
Die in diesen Orthesen verbauten Systemgelenke (siehe Abb.3.2 und Abb.3.3), die serienmäßig her-
gestellt werden, fallen nicht unter die Ausnahmeregelung der Sonderanfertigung. Sie sind Klasse I
Produkte und unterliegen dementsprechend der Kennzeichnungspflicht. Der Hersteller erklärt die
Konformität des Produkts nach Erstellung der technischen Dokumentation5durch Ausstellung ei-
ner EU-Konformitätserklärung und Anbringung der CE-Konformitätskennzeichnung ([32, S.8/18,
S.51 Abs.7]).
2.3 Orthetik
2.3.1 Klassifizierung von Orthesen
Der GKV-Spitzenverband beschreibt Orthesen in der Produktgruppe 23 des Hilfsmittelverzeichnis-
ses (HMV) wie folgt ([75]): „Orthesen sind funktionssichernde, körperumschließende oder körper-
anliegende Hilfsmittel, die von ihrer physikalischen/ mechanischen Leistung konstruktiv stabilisie-
ren, immobilisieren, mobilisieren, entlasten, korrigieren, retinieren, fixieren, redressieren (quengeln,
wachstumslenkend, fehlstellungsumlenkend) und ausgefallene Körperfunktionen ersetzen.“
Eine vergleichbare Definition liefert die ISO 8549-1, die eine Orthese als ein „extern angewandtes
Hilfsmittel zur Veränderung der strukturellen und funktionellen Eigenschaften des neuromuskulä-
ren und des skelettalen Systems“ beschreibt ([47], [66, S.558]).
Das HMV ist ein nach dem SGB V § 139 systematisch strukturiertes Verzeichnis aller medizinischen
Hilfsmittel. Die systematische Eingliederung in das HMV erfolgt über eine zehnstellige Positions-
nummer. International erfolgt die Klassifikation nach der Norm DIN EN ISO 9999:2011-10 mittels
eines Codes aus drei Ziffernpaaren. Außerhalb der Verzeichnisse gibt es keine fest vorgegebene sy-
stematische Klassifikation von Orthesen.
Mögliche Klassifizierungskriterien sind ([41, S.19/20]):
• das Anwendungsgebiet - Rumpf, obere/ untere Extremität,
• die Indikation - Poliomyelitis, Post-Polio-Syndrom ...,
• der Versorgungszweck - präventiv, rehabilitativ, korrektiv ...,
• die allgemeine Funktion - Entlastungs-, Ruhigstellungsorthese ...,
• die konstruktiven Merkmale/ Wirkprinzipien - Posterior-Leaf-Spring-Ankle-Foot Orthosis
(PLS-AFO), Reciprocal-Gait Orthosis/ Reziproke Gehorthese (RGO) ...,
• das Material,
• die historische Bezeichnung - Schweizer Sperre, Heidelberger Feder ... und
• der Applikationsort - international nach ISO 8549-3.
4Die Hersteller wenden das Verfahren gemäß Anhang XIII der MDR an ([32, S.51 Abs.8 und S.163]).
5Technische Dokumentation gemäß den Anhängen II und III ([32, S.108ff.]).
4
Grundlagen
2.3.2 Orthesen der unteren Extremität
Die Bezeichnung von Orthesen für die untere Extremität
erfolgt nach dem Applikationsort, der Anzahl der überspan-
nenden Gelenke (Foot Orthosis (FO), Ankle-Foot Orthosis
(AFO), Knee Orthosis (KO), Knee-Ankle-Foot Orthosis
(KAFO), Hip-Knee-Ankle-Foot Orthosis (HKAFO), Hip Or-
thosis (HO)) und der Anlagebedingung (unilateral/ bilateral)
(vgl. Abb.2.1).
Die in dieser Arbeit im Fokus stehenden „gelenkigen“
Unterschenkel- und Ganzbeinorthesen (AFOs/ KAFOs) sind
funktionelle Orthesen und werden bei (Teil-) Lähmungen
der Beinmuskulatur eingesetzt. Es handelt sich dabei um
sogenannte Lähmungsorthesen.
Abb. 2.1: Klassifikation nach ISO
8549-3 modifiziert nach [81, S.4]
Unterschenkelorthesen
Unterschenkelorthesen (AFOs) bestehen aus einem gelenkig oder fest verbundenem Unterschenkel-
und Fußteil ([8, S.43]). Die grundlegende Wirkweise einer AFO besteht in der Erfüllung einer oder
mehrerer nachfolgender Funktionen ([44, S.344]):
• Bewegung kontrollieren,
• Fehlstellungen korrigieren,
• muskuläre Defizite kompensieren.
Die Orthesen bilden eine funktionelle Stützstruktur aus Kunststoff, Faserverbundwerkstoff (Kar-
bon, Glasfaser), Metall oder Hybride vorgenannter Werkstoffe. Die Anlageflächen an den menschli-
chen Körper bestehen aus Textilien, Schäumen, Leder oder aus einer Kombinationen vorgenannter
Materialien. Die Fixierung am Körper erfolgt über elastische oder unelastische Gurte mit Klettflä-
chen. Die Funktionsweise von AFOs beruht in der Regel rein mechanisch auf der Wirkung von He-
beln mit Ausnahme von AFOs mit Elektrostimulation. Je nach Auslegung der funktionellen Struk-
tur, kann eine AFO unterschiedliche Funktionen erfüllen (vgl. Tab.2.1;[81, S.140ff.], [11, S.16], [8,
S.43/44], [44, S.344ff.,433-440]).
Tab. 2.1: Funktionelle Struktur von AFOs
Funktionelle Struktur
Auslegung Funktion
• Material • Gelenkbeweglichkeit limitieren und
• Hebellängen fixieren (Bsp. Fußheberorthese)
• Drehpunkte/-lager • Gelenkbeweglichkeit limitieren und
-Position stabilisieren (Bsp. Sprunggelenkorthese)
-Freiheitsgrade • Belastung umverteilen
-Energieaufnahme und -rückgabe (Bsp. Fersenentlastungsorthese)
• Dorsale, ventrale oder umschließende Anlage • Muskelschwäche kompensieren
• uni- oder bilaterale Ausführung und Energie zurückgeben (Bsp. GRAFO)
• starr oder mit (System-)Gelenken • Fehlstellungen korrigieren.
• ohne definierten Drehpunkt, sog. PLS-AFOs.
5
Grundlagen
Die Abbildungen Abb.2.2 bis Abb.2.6 zeigen exemplarisch, anhand von Produkten der Firma
Ottobock, eine Auswahl eines breiten Spektrums von Unterschenkelorthesen, die für unterschiedli-
che Indikationen eingesetzt werden. Die Bandbreite reicht von Textilorthesen mit Stützstrukturen,
Entlastungsorthesen ohne Gelenk über Fußheberorthesen aus Faserverbundmaterial mit federnder
Wirkung in dorsaler oder ventraler Anlage, bis hin zu Hybrid-Unterschenkelorthesen mit Systemge-
lenken. Alle Orthesen mit Ausnahme Abb.2.6 sind vorkonfektionierte Ware, die auf die individuellen
Bedürfnisse des Patienten angepasst werden. Orthesen mit Systemgelenken sind stets Sonderan-
fertigungen. Diese Orthesen besitzen den höchsten Individualisierungsgrad, werden in uni- oder
bilateraler Ausführung mit individuellem Fußteil und Unterschenkelschale gefertigt (Abb.2.6).
Abb. 2.2:
Sprunggelenk-
orthese aus [70]
Abb. 2.3:
Fersenentlastungs-
orthese aus [70]
Abb. 2.4: Karbon-
Fußheberorthese
mit Dorsalanlage
aus [70]
Abb. 2.5: Karbon-
Fußheberorthese
mit Ventralanlage
aus [70]
Abb. 2.6:
Unilaterale AFO
mit Gelenk aus
[70]
Bei Patienten mit Infantiler-Cerebralparese (ICP) werden häufig Ground Reaction Ankle Foot Or-
thosis (GRAFOs) eingesetzt, die durch Verlagerung der Lastlinie der Bodenreaktionskraft (GRF)
die Dorsalflexion reduzieren und ein extendierendes Kniemoment erzeugen (kniebeeinflussende Wir-
kung). In der Schwungphase wird eine übermäßige Plantarflexion vermieden ([44, S.344]). Als
GRAFOs kommen nur Orthesen der Abb.2.5 und Abb.2.6 in Betracht.
Ganzbeinorthesen
Ganzbeinorthesen, auch Knie-Knöchel-Fuß Orthesen (engl. KAFOs) genannt, sind stets Sonderan-
fertigungen. Sie sind knöchel- und kniegelenkübergreifend und werden hauptsächlich bei beeinträch-
tigter Kniekontrolle einhergehend mit mangelnder Knöchel-/ Fußkontrolle eingesetzt. Diese kann
durch eine Lähmung der muskulären Extensorenkette (Insuffizienz, Nervenläsionen, Polioerkran-
kungen usw.), ausgeprägten Deformitäten und Fehlbildungen (Dysmelien) auftreten. Deformitä-
ten verändern Hebelarme, Muskelschwächen und Nervenschädigungen reduzieren die erforderlichen
Kräfte zur Erzeugung interner Momente. Der Orthese kommt dabei eine entlastende, korrigieren-
de, funktionsergänzende, -unterstüzende und/oder stabilisierende Funktion zu. Im Vergleich zu
AFOs besitzen sie neben dem Fuß- und Unterschenkelformteil zusätzlich ein Oberschenkelformteil
([8, S.54]). Der proximale Teil der Orthese besteht aus einer Schale mit Polsterung und minde-
stens einem proximalen und einem distalen Gurt. Der Unterschenkelteil ist in Abhängigkeit von
der Indikation und dem funktionellen Status des Patienten in gelenkiger Ausführung, als PLS-AFO,
Heidelberger Feder oder starrer Ausführung gestaltet ([44, S.416]).
KAFO-Orthesenkniegelenke werden gesperrt, freischwingend rückverlagert (sog. posterior offset),
standphasengesteuert als Stance-Control Orthosis (SCO) oder stand- und schwungphasengesteuert
als Stance- and Swing-Phase-Control Orthosis (SSCO) eingesetzt. Die Orthesengelenkausführungen
an Knie und Knöchel können unilateral (medial oder lateral verbaut), bilateral oder auch gemischt
6
Grundlagen
als sogenannte single-upright ausgeführt sein (vgl. Abb.2.9; [8, S.55]). Die Abbildungen Abb.2.7 und
Abb.2.8 zeigen exemplarisch passive KAFOs in bilateraler und unilateraler Ausführung.
Eine passive gesperrte KAFO hat den Vorteil maximaler Standsicherheit, aber den Nachteil der
funktionellen Beinverlängerung durch die fehlende Knieflexion in der Schwungphase. Um eine Bo-
denberührung zu vermeiden, führen Patienten unphysiologische Ausgleichsbewegungen aus. Diese
Kompensationsstrategien umfassen Hüftrotation in der koronalen Ebene (Frontalebene), Zirkum-
duktion (seitliches Hervorschwingen des Beines), kontralaterales Abstoßen sowie Mischformen in
Kombination mit exzessiver Oberkörperbewegung ([65, S.6], [87, S.438], [101, S.503], [46, S.358], [3,
S.474]). Dies erhöht den Energieverbrauch beim Laufen und zieht mögliche Spätfolgen durch Schä-
digung der gesunden Seite nach sich.
Abb. 2.7: KAFO bila-
teral aus [70]
Abb. 2.8: KAFO uni-
lateral aus [70]
Abb. 2.9: SCO E-Mag
Active aus [70]
Abb. 2.10: SSCO
C-Brace aus [70]
Idealerweise verleiht eine Orthese maximale Stabilität während der Standphase und lässt eine un-
gehinderte Bewegung während der Schwungphase zu ([88, S.453]). Bis dato wurden Orthesen über-
wiegend als passive mechanische Systeme eingesetzt, welche Körperteile lagern (immobilisieren),
stützen, komprimieren oder Bewegungen auf ein voreingestelltes Maß begrenzen. Moderne Mikro-
prozessor gesteuerte KAFOs ermöglichen einen nahezu physiologischen Gang. SCOs sind in der
Standphase gesperrt und während der Schwungphase freischwingend. Dies führt zu einem natürli-
cheren Gangbild und reduziert Kompensationsbewegungen des Patienten ([78, S.278]). Allerdings
erfordert eine SCO Restmuskelfunktionen im beeinträchtigten Bein, da vor Einleitung der Stand-
phase das Bein in Extensionsstellung gebracht werden muss. Nur in Extensionsstellung kann das
Kniegelenk für die Standphase gesichert werden. Darüber hinaus lässt eine SCO keine gedämpfte
Vorflexion des Kniegelenks bei Lastübernahme in der Standphaseneinleitung zu. Alle alltäglichen
Situationen, die eine Vorflexion des Kniegelenks unter Last erfordern, wie das Heruntergehen von
Rampen oder Treppen und das Hinsetzen, sind ähnlich anspruchsvoll wie mit einer passiven ge-
sperrten KAFO und bieten daher für diese Bewegungen fast keine Vorteile ([78, S.278], [74, S.67]).
McMillan et al. zeigten anhand von drei Patienten, dass sich die RZP (Kadenz, Ganggeschwindig-
keit, Schrittlänge) und die Gangsymmetrie im Vergleich von einer gesperrten KAFO zu einer SCO
erhöhen ([65], [46], [14]). Ein signifikant geringerer Energieverbrauch zwischen gesperrter KAFO
und SCO konnte bisher nicht eindeutig nachgewiesen werden ([14]). Die Abb. 2.9 zeigt eine mecha-
tronische SCO mit bilateralen Knie- und unilateralem Köchelgelenk, eine sog. rechtsseitige single-
upright.
SSCOs lassen zusätzlich zur Flexion in der Schwungphase eine vorflektierte Kniestellung während
der Einleitung der Standphase sowie das gedämpfte Beugen unter Last zu (vgl. Abb.2.10). Ein
7
Grundlagen
Mikroprozessor steuert eine Hydraulik, wodurch der Knieflexions-Widerstand des Orthesenkniege-
lenks variiert wird ([78, S.278]). Schmalz et al. konnten keine signifikanten Unterschiede der RZP
(Ganggeschwindigkeit, Schrittlänge und Symmetrie) zwischen KAFO und SSCO-Nutzung feststel-
len ([78, S.280]). Bei vier von sechs Probanden konnte aber eine Standphasen-Knieflexion von im
Mittel 11° ermittelt werden. In der Schwungphase wird eine annähernd physiologische Knieflexion
von ca. 65° erreicht. Die Hüftextensionsmomente auf der kontralateralen Orthesenseite sind bei
gesperrter KAFO deutlich erhöht gegenüber SCO/ SSCO-Anwendern, die vergleichbar mit physio-
logischen Momenten sind. Deutliche Vorteile weisen SSCOs beim Heruntergehen von Rampen und
Treppen auf. Die externen Knie- und Knöchelmomente der Orthesenseite erreichen bedingt durch
die Vorflexion in der Belastungsphase, ebenso wie die maximalen Momente auf der kontralateralen
Seite, annähernd physiologische Belastungswerte ([78, S.285]).
Im Vergleich zu SCOs oder SSCOs ist eine rein passive Orthese hinsichtlich eines Systemsausfalls
verhältnismäßig sicher, in der Regel auch leichter und günstiger, aber diese vermeintlichen Vorteile
gehen mit einem geringeren Tragekomfort einher und den zuvor genannten deutlichen biomechani-
schen und funktionellen Nachteilen. Insbesondere alltägliche Bedingungen mit wechselnden Boden-
beschaffenheiten, Rampen und Treppen (Bodenunebenheiten) stellen besondere Herausforderungen
für den Patienten dar.
2.3.3 Wirkmechanismen von Orthesen der unteren Extremität
Abb. 2.11: Stick-Chain Mo-
dell: 3-/4-Punkt-System
Abb. 2.12: KAFO - medio-
lateral 3-Punkt-System aus
[44, S.51]
Die grundlegende Aufgabe einer Orthese ist es, Kräfte und Momente
zu erzeugen oder externen Kräften und Momenten entgegenzuwirken,
um die Bewegung um ein (oder mehrere) Körpergelenke zu kontrollie-
ren ([63, S.205], [44, S.300ff.]). Die biomechanische Wirksamkeit von
Orthesen wird dabei durch direkte und indirekte Effekte erzielt.
Die direkte Wirkung von Orthesen beruht auf der Erzeugung eines
externen Moments, welches dem pathologischen Moment entgegen-
wirkt. Nach dem dritten Newton’schen Axiom (Actio = Reactio) be-
wirkt die Krafteinleitung der Orthese auf den Körper eine ebenso
große Kraft des Körpers auf die Orthese ([44, S.299ff.]). Das paral-
lele mechanische System Orthese befindet sich stets im Kräftegleich-
gewicht mit dem menschlichen Körper. Um ein einfaches Scharnier-
gelenk zu kontrollieren, sind mindestens drei Kräfte erforderlich. Es
wird stets das Drei-Punkt-Prinzip angewendet, um die Bewegungen
in sagittaler und frontaler Ebene zu kontrollieren oder Fehlstellungen
zu korrigieren. Krafteinleitungspunkte bezüglich einer Ebene kön-
nen Bestandteil eines Drei-Punkt-Systems benachbarter Gelenke sein
(vgl. Abb.2.11, Kräftepaare
F1,
F2,
F3und
F3,
F4,
F5- gemeinsamer
Einleitungspunkt bei
F3beider Kräftepaare; [44, S.300ff.]). Anders
als in der Grafik gezeigt werden bei Krafteinleitung auf den Körper
anatomische Strukturen berücksichtigt, deshalb würde die anterior
wirkende Kraft distal und proximal der Patella angreifen (vgl. Kraft
F4wird zu
F4aund
F4b). Es bildet sich somit ein Vier-Punkt-System
aus ([44, S.305ff.]). Ihre direkte Wirkung erzielen Orthesen, indem
sie auf verschiedene Körperareale in unterschiedliche Richtungen drücken. Beim entsprechenden
8
Grundlagen
Gegenlager erzeugt die Kraftwirkung auf den Körper ein Moment abhängig von Kraftrichtung und
Hebelarm. Die direkte Wirkung beschränkt sich dabei auf die mit der Orthese versorgte Extremität.
Insbesondere die Druckbelastung bei Kraftübertragung auf den Körper stellt eine Limitation des
maximal möglichen Korrekturmoments dar. Die Druckbelastung lässt sich durch lange Hebelarme
und große gepolsterte Auflageflächen, welche die Druckspitzen minimieren, reduzieren.
Konventionelle AFOs/ KAFOs werden in mediolateraler (Frontalebene) und anteriorposteriorer
Richtung (Sagittalebene) auf Biegung belastet. Die Orthesen sind so gestaltet, dass sie typischer-
weise in anteriorposteriorer Richtung höhere Biegemomente aufnehmen können als in mediolate-
raler Richtung. Dies betrifft insbesondere Orthesenschienen und -gelenke, welche die eigentliche
Stützstruktur bilden. In der Abb. 2.12 ist die mediolaterale Kraftwirkung durch ein valgisierendes
Moment der Orthese in Drei-Punkt-Anlage dargestellt. Hinsichtlich der Lastaufnahme und Aus-
übung eines Moments in der Transversalebene (Torsionsmoment) sind keine Daten bekannt.
Die indirekte Wirkung von Orthesen besteht darin, über den statischen Aufbau die Lastlinie6be-
züglich der Gelenkdrehpunkte zu verschieben und dadurch externe Momente zu verstärken, zu kon-
trollieren, auszugleichen oder zu überwinden ([44, S.306-308]). Die indirekte Wirkung beschränkt
sich damit nicht auf den Applikationsort der Orthese.
Abb. 2.13: Zusammenhang Lastlinie - externes
Kniemoment aus [44, S.302]
Abb. 2.14: Zusammenhang Lastlinie - externe
Gelenkmomente aus [44, S.303]
Die Abbildung 2.13 beschreibt exemplarisch, dass der Abstand der Lastlinie und die damit verbun-
dene Hebellänge zum Kniegelenkdrehpunkt für die Höhe des externen Kniemoments entscheidend
ist. Das kniestreckende Moment ist in Abb.2.13 (A) maximal, in Abb.2.13 (B) aufgrund der He-
belverkürzung reduziert und fällt bis auf null ab, wenn die Lastlinie durch den Drehpunkt verläuft
(C). Diese Betrachtung ist auf alle Gelenkdrehpunkte übertragbar (vgl. Abb.2.14).
Die Amplituden der externen Momente durch die indirekte Wirkung der Orthese sind abhängig:
• Von dem Betrag und der Richtung der Bodenreaktionskraft, die nur während der Standphase
wirkt (statischer Aufbau). Die Lage des Krafteinleitungspunktes (CoP) und die Richtung des
GRFV verändern die Hebelarme bezüglich der Gelenkdrehpunkte und resultieren somit in
externen Gelenkmomenten.
• Von der Phase des Gangzyklus (GZ). Beim initialen Bodenkontakt findet ein Gewichtstransfer
auf das Standbein statt. Beim bipedalen Stand teilt sich das Körpergewicht auf.
• Von der Ganggeschwindigkeit und der Beschleunigung. Je größer die Beschleunigung, desto
größer die Kraft.
Direkte und indirekte Effekte von Orthesen treten in der Regel gleichzeitig auf ([44, S.305]).
6Die Lastlinie ist die Projektion des 3D-Bodenreaktionskraftvektors (GRFV) auf die jeweilige Körperebene.
9
Grundlagen
Krafteinleitung an AFOs und KAFOs
Die Krafteinleitung an AFOs findet vorwiegend an Tibia und bei KAFOs an Tibia und Femur
über gepolsterte Schalen statt. Dabei bilden die Haut, Weichteile (Muskulatur und Fettgewebe)
und knöchernde Strukturen die Kontaktflächen, welche die Druckbelastungen aufnehmen. In den
seltensten Fällen sind deshalb Krafteinleitungspunkte zwischen Orthese und Körper des Patienten
eindeutig definiert, sondern verteilen sich über die gesamte Orthesenschale am Ober- und Unter-
schenkel.
Insbesondere bei der Behandlung von cerebralparetischen Patienten ist die Versorgung hochindivi-
duell und in ihrer Wirkweise nur selten evidenzbasiert ([38, S.44]). Beim Aufbau von Orthesen steht
zunächst der statische Aspekt im Vordergrund. Entsprechende Aufbauprinzipien sind etabliert und
stellen die Expertise sowie handwerklichen Fähigkeiten des OTs/ OTMs dar ([38, S.44]).
Die instrumentelle 3D-Ganganalyse erlaubt eine „genaue“7Quantifizierung von Gelenkwinkel-
verläufen beim Gehen. Die Berechnung der Drehmomenten-Entwicklung der großen Beingelenke
(Hüft-, Knie- und Sprunggelenk) erfolgt über das Prinzip der inversen Dynamik. Hierfür müssen
die Bodenreaktionskräfte über im Fußboden eingelassene Kraftmessplatten und die Gelenkdreh-
punkte optisch erfasst werden. Da hierbei jedoch ausschließlich Gesamtmomente von der anato-
mischen Beinkette in mechanischer Kopplung mit der Orthese bestimmt werden können, ist die
Rückwirkung der Orthese auf die Beinkette weitestgehend unbekannt. Der Zusammenhang zwi-
schen Gesamt-Drehmoment-Entwicklung an Knie- und Knöchelgelenk, Pathomechanik des Patien-
ten und Unterstützungsmoment der Orthese ist dabei unklar.
Beschreibung des Mensch-Orthese-Interfaces
Die Abbildung 2.15 zeigt eine Auflistung an möglichen Einflussfaktoren, die einerseits die biome-
chanische Wirksamkeit und andererseits die Belastung einer Orthese bestimmen.
Abb. 2.15: Einflussfaktoren der Mensch-Orthese-Schnittstelle in Anlehnung an [41, S.64]
Die biomechanische Wirksamkeit und die Belastung einer Orthese wird einerseits durch ein breites
Spektrum an Einflussparametern seitens der Orthese, andererseits durch eine Vielzahl an indi-
viduellen Patienteneigenschaften und deren Schnittstelle der Kräfte- und Momentenübertragung
bestimmt ([41, S.64]).
7Siehe hierzu Hinweis auf Review von McGinley et al. in Kap.2.4.1 und Anhang Kap.A.22.1.
10
Grundlagen
Die messtechnische Ermittlung der auf die Orthesengelenke wirkenden Momente ist erforderlich, da
die Einflussfaktoren teils schwer quantifizierbar sind, wie beispielsweise der Einfluss von Weichteilen
oder Transpiration sowie die Auswirkungen einer Spastik oder die Ermüdung des Orthesenträgers.
Die Erfassung dieser Orthesenmomente steht daher im Fokus dieser Arbeit.
2.3.4 Etablierte mechanische Prüfverfahren für Orthesen
Die Prüfung von externen Orthesenkomponenten erfolgt nach DIN EN ISO 22523:2007-04 ([22]).
In dieser Norm sind Anforderungen an die Prüfverfahren für AFO- und KAFO-Orthesengelenke
definiert. Die Norm schreibt vor, dass die Orthesenkomponenten eine Festigkeit aufweisen müssen,
die bei der Benutzung im Rahmen des vorgesehenen Verwendungszwecks des Hilfsmittels auftreten
können ([22, S.13]). Die Festlegung des Kriteriums für die Bewertung der Festigkeit liegt in der
Verantwortung des Herstellers.
Folgende Kategorisierung legt die Norm fest ([22, S.13]):
• Ermüdungsfestigkeit - zyklische Belastung (Vorgabe der Amplitude und Belastungszyklen
erforderlich),
• Statische Mindestfestigkeit - statische Belastung in Form einer gelegentlichen Extrembela-
stung ohne Schädigung des Bauteils,
• Statische Grenzfestigkeit - einmalige Überlast bis zum möglichen Defekt des Bauteils.
Prüfverfahren für Orthesenkomponenten werden in der Norm nicht festgelegt, mit Ausnahme von
Orthesenkniegelenken hier gelten normativ die Prüfverfahrensfestlegungen des Anhangs B der
Norm.
Für Orthesenkniegelenke werden konkrete Vorgaben gemacht:
• zum Prüfverfahren (Vier-Punkt-Biegeversuch),
• zur Auswahl und Vorbereitung der Prüflinge,
• zu Einspannbedingungen und Ausrichtung,
• zur Bestimmung der Kennwerte (Biegemoment an der Proportionalitätsgrenze, Biegesteifig-
keit, Ermittlung des maximalen Biegemoments und Biegeverformung bei maximalem Biege-
moment) und
• zur abschließenden Sichtprüfung mit Versagensartbestimmung.
Der Hersteller legt die Kategorie der zu betrachtenden Festigkeit, das Prüfverfahren (mit Ausnahme
von Orthesenkniegelenken) und die Belastungsbedingungen selbst fest. Die Belastungsbedingungen
umfassen die Angabe des quantitativen Belastungsgrads (z.B. gelegentliche Extrembelastungen,
einmalige Überlast oder Durchschnitt) in Form von Kraft- und Momentenparameter sowie even-
tuelle weitere notwendige Beschreibungen der Bedingungen des vorgesehenen Verwendungszwecks
([22, S.14]). Die in der Prüfung angewendeten Prüfbelastungsbedingungen sind die mit einem Si-
cherheitsfaktor (häufig 1,5 bis 2) erweiterten Belastungsbedingungen. Da der Hersteller geeignete
Prüfverfahren für die Orthesenkomponenten und Prüfbelastungsbedingungen individuell festlegt,
sind diese keineswegs herstellerübergreifend einheitlich. Dies ist insbesondere für die Prüfung von
Orthesenkniegelenken problematisch, da der Anhang B normativ gültig ist aber:
• keine quantitative Aussage zu Belastungsniveaus und Patienteneigenschaften getroffen
werden und
• mehraxiale Spannungszustände, die in der Anwendung auf die Orthese wirken nicht bela-
stungsebenenspezifisch in Form eines Vier-Punkt-Biegeversuchs übertragbar sind.
11
Grundlagen
Einzige Ausnahme bildet der Japanese Industrial Standard JIS T 9216-1991, welcher erste verallge-
meinerte quantitative Vorgaben zu statischen und dynamischen Testmethoden, Prüfbedingungen
und -parameter definiert. Dieser legt u. a. als dynamische Prüfparameter für KAFO Kniegelenke
100 000 Lastzyklen, 50 Nm Sagittal- und 10 Nm Torsionsmoment bei einer axialen Kraft von 400 N
fest. Ein Patientengewicht von 100 kg wird häufig als Belastungsgrenzgewicht für Orthesen der un-
teren Extremität angenommen ([10]). Dieser Standard besitzt jedoch nur in Japan Gültigkeit, es
ist zudem unklar, auf welcher Basis die Prüfparameterfestlegungen getroffen wurden.
Anders als in der Prothetik sind die über inverse Dynamik bestimmten externen Gelenkmomente
aufgrund des Parallelsystems von Mensch und Orthese nicht übertragbar. Die externen Gelenkmo-
mente beschreiben das Gesamtmoment und entsprechen nicht der Orthesenbelastung. Der Ursprung
von Momenten in Orthesen ist auf die individuellen Eigenschaften des Orthesenträgers zurückzufüh-
ren, dies sind insbesondere der muskuläre Status, Deformitäten, Korrekturwirkung, Stützwirkung,
Reibung und Achseninkongruenzen (vgl. Abb.2.15).
2.3.5 Ziele der Messung von Orthesenbelastungen
Die messtechnische Erfassung der individuellen Orthesenbelastung gibt dem Hersteller Hinweise
zur Entwicklung, Konstruktion und Simulation sowie zur Optimierung von Orthesenkomponenten.
Da die DIN EN ISO 22523:2007-04 keine Prüflasten quantifiziert, liefern die Messungen wichtige
Größenordnungen der Orthesenbelastungen für die Prüfparameterfestlegungen.
Anhand von Belastungsmessungen kann der OTM den Aufbau von Testorthesen optimieren, dem
individuellen Belastungsniveau entsprechend geeignete Komponenten auswählen und patientenspe-
zifische Belastungsprofile dokumentieren.
Der wissenschaftliche Ansatz verfolgt den Nachweis der biomechanischen Wirksamkeit von Orthe-
senversorgungen. Die Analysen der Messungen können weitere Hinweise zur Klärung von Wirkme-
chanismen liefern. Es kann eine Eignungsfeststellung der Patienten für spezielle Orthesenversor-
gungen wie beispielsweise SSCOs erfolgen, denn es müssen Restmuskelaktivitäten vorhanden sein,
um gewisse Streckmomente erzeugen zu können. Die Messungen der Belastungen an Orthesenkom-
ponenten können darüber hinaus schädliche Bewegungen identifizieren und Gründe für Bauteilver-
sagen eruieren (vgl. Tab.2.2).
Tab. 2.2: Motivation für die Ermittlung von Orthesenbelastungen
aus Sicht...
des Herstellers des OTs/ OTMs der Forschung
• Berechnung,
Konstruktion
und Simulation
neuer Orthesen-
komponenten
anhand von
realitätsnahen
Orthesengelenk-
momenten
• Festlegung von
Prüflasten
• Feststellung geeigneter
Orthesenkomponenten
anhand des individuellen
Belastungsniveaus
• Beschreibungsmöglich-
keit der Patienten an-
hand von quantitativer
Lastparameter
• Optimierung des Orthe-
senaufbaus anhand von
Messungen
• Studien zur biomechanischen
Wirkung von Orthesen
• Eignungsfeststellung für Ver-
sorgungen (Bsp. SCO/ SSCO)
• Ermittlung schädlicher Orthe-
senbelastungen
• Neue Erkenntnisse zum lastge-
rechten Orthesenaufbau
• Untersuchung des Mensch-
Orthese Interfaces (Abb.2.15)
12
Grundlagen
Diese Fragestellungen lassen sich nur durch direkte Messung der Belastung an Orthesen klären.
2.4 Stand der Wissenschaft zu Belastungsanalysen an Orthesen8
2.4.1 Messung von Orthesenbelastungen der unteren Extremität
Es gibt nur wenige wissenschaftliche Arbeiten und Untersuchungen, die sich mit den Belastungen an
Orthesen und deren Komponenten beschäftigen. Technologisch wurden Messungen mit der instru-
mentellen Ganganalyse, kommerzieller Standardsensorik u. a. Mehrkomponentenmesstechnik, direk-
ter Instrumentierung von Orthesenkomponenten oder instrumentierten Orthesenschienen-Adaptern
umgesetzt (vgl. Abb.2.169; [5], [4], [9], [51], [52], [42]).
Abb. 2.16: Technologische Ansätze der Messung von Orthesenbelastungen (exemplarisch)
Die mittels inverser Dynamik berechneten Momente aus der Ganganalyse gelten nur für das Gesamt-
system Mensch-Orthese und stellen nicht die Belastung des Teilsystems Orthese dar. McGinley et al.
beschrieben in ihrem systematischen Review die Reliabilität von 3D-kinetischen Gangparametern
der optischen instrumentellen Ganganalyse anhand von 23 erfassten Studien. Sie identifizierten ein
breites Spektrum von Einflussfaktoren. Neben den Abweichungen von anthropometrischen Daten
sowie möglichen Messdatenerfassungs- und Messdatenverarbeitungsfehlern, schrieben sie insbeson-
dere der inkonsistenten Markerplatzierung10 die höchste Relevanz zu. Sie bezogen sich auf sieben
Studien, anhand derer sie die Wiederholbarkeit (gleicher Prüfer, verschiedene Versuchstage) mittels
des multiplen Korrelationskoeffizienten (CMC) bestimmten. Der CMC bezog sich dabei auf die Ge-
lenkwinkelverläufe der Gangzyklen einer Kondition. McGinley et al. zeigten anhand der Auswertung
8Die für dieses Unterkapitel angewendete Literaturrecherchestrategie und eine entsprechende Wortliste sind im
Anhang Kap.A.1 Tab.A.1 ersichtlich.
9Bildquellen: [A] aus [10]; [B] aus [42]; [C] aus [51].
10Bereits Kadaba et al. stellten 1989/1990 fest, dass die Markerplatzierung und die Definition der
Rotations-/Gelenkachsen (insbesondere auch in der Transversalebene) Quellen von Winkelabweichungen sind
und deshalb hohe Standardabweichungen aufweisen ([49, S.858], [50, S.388ff.]). Dementsprechend weisen die über
inverse Dynamik berechneten Momente in der Transversalebene hohe Streuungen auf ([49, S.857]).
13
Grundlagen
des Medians des CMC, dass studienübergreifend die Transversalebene (Knie- und Fußrotation) mit
einem Median des CMC < 0,6 am schlechtesten erfassbar waren. Die Aufzeichnung des Kniewin-
kels (Varus/ Valgus) in der Frontalebene mit einem CMC > 0,7 und von Knie- und Knöchelflexion
in der Sagittalebene mit einem CMC > 0,9 waren deutlich zuverlässiger möglich ([64, S.364]). Die
Autoren führten an, dass dieses Ergebnis repräsentativ für alle vom Review erfassten Studien gültig
sei ([64, S.364]). Dennoch sahen die Autoren die isolierte Bewertung der Reliabilität anhand von
Korrelationskoeffizienten (CMC oder auch Intra-Klassen-Korrelationskoeffizienten) als kritisch an.
Die Korrelationskoeffizienten hätten keine Aussagekraft bezüglich systematischer Fehler. Darüber
hinaus werde die Variabilität in einem Wert ausgedrückt, der keinen Bezug zur eigentlichen Mess-
größe aufweise ([64, S.367]).
Steinwender et al. stellten in ihrer von McGinleys et al. Reviews erfassten Untersuchung von 20 ge-
sunden und 20 cerebralparetischen Kindern mitunter fest, dass geringere Gelenkwinkel in Sagittal-
und Transversalebene mit einem geringeren CMC korrelierten. Schlussendlich folgerten die Autoren,
dass sich stärkere Kontrakturen in geringeren Bewegungsumfängen der Gelenkwinkel und somit ver-
bundenen höheren Variabilitäten mit geringeren Korrelationskoeffizienten äußerten ([86, S.137]).
Alle von McGinley et al. erfassten Studien beziehen ihre Ergebnisse auf Messungen mit auf der
Haut der Probanden applizierten Markersätze. Die Autoren identifizierten deshalb weiteren For-
schungsbedarf bezüglich der Reliabilität der instrumentellen Ganganalyse mit orthetisch versorgten
Patienten und auf der Orthese platzierten Markern. Sie verwiesen speziell auf biomechanische Wirk-
samkeitsuntersuchungen anhand von Vergleichsmessungen der Patienten mit und ohne Orthese (im
Speziellen AFOs; [64, S.367]). Es gibt bis heute keine gesicherten wissenschaftlichen Erkenntnisse,
die die Abweichungen von Gelenkwinkelverläufen und externen Gelenkmomenten in Abhängigkeit
von den Markerplatzierungen und den gewählten biomechanischen Modellen quantifizieren.
Die direkte Messung von Orthesengelenkbelastungen durch den Einbau von Standardsensorik in
Orthesen ist zwar möglich, erhöht jedoch deutlich das Gewicht der Orthese und benötigt verhält-
nismäßig viel Platz, weshalb z. B. keine Messungen im Knöchelbereich sowie medial bei bilateraler
Versorgung durchgeführt werden können.
Die direkte Instrumentierung von Orthesen und die Verwendung von instrumentierten Adaptern
weisen hingegen nicht die Nachteile der verhältnismäßig schweren und voluminösen Mehrkompo-
nentenmesstechnik auf, jedoch ist die messtechnische Umsetzung und die Kalibrierung direkt in-
strumentierter Orthesen deutlich aufwändiger. Darüber hinaus erfordert der Einbau von Sensorik
in Orthesen (Standardsensorik oder instrumentierte Adapter) stets individuelle Messorthesen. Der
Aufwand und die damit verbundenen Kosten sind enorm und deshalb für große Probandenkollektive
(> 10) eher nicht praktikabel (vgl. Abb. 2.16 A, B). Darüber hinaus führen Messorthesen aufgrund
möglicher konstruktiver Abweichungen der Neukonstruktion zu einer weiteren Parametervariation,
welche sich auf die Messergebnisse auswirken kann.
Es gibt bis dato weder zufriedenstellende Ansätze noch die technologischen Möglichkeiten die Be-
lastungen von Orthesenkomponenten am Patienten, ohne großen messtechnischen Aufwand, ohne
hinderliche Peripherie, wie beispielsweise die Verkabelung von der Messtechnik, und an allen Ge-
lenken gleichzeitig zu erfassen.
Belastungsmessungen an Orthesen decken ein breites Anwendungsspektrum zur Klärung spezifi-
scher Fragestellungen seitens des Herstellers, des Sanitätshauses und der Wissenschaft ab
(vgl. Tab.2.2).
14
Grundlagen
2.4.2 Bisherige Untersuchungen zu Orthesenbelastungen der unteren Extremität
Kirkpatrick et al. (1969; [54]) führten bereits Ende der 60er
Jahre Messungen an Orthesen durch. Anhand einer exemplarischen
Anwendungsbeobachtung eines gesunden Probanden untersuchten
sie die biomechanische Wirksamkeit einer gesperrten KAFO, wel-
che zur Entlastung des Patientenbeines nach Frakturen eingesetzt
wird (vgl. Abb.2.17 A). Zweck der Untersuchung war es, die axia-
le Kraftverteilung zwischen Orthese und Bein des Patienten und
die Aufnahme von Transversalmomenten (Torsion) der Orthese zu
ermitteln, um so auf die Wirkung der Orthese schließen zu kön-
nen. Dazu wurde die Gesamtkraft von der Orthese und des Bei-
nes (Bodenreaktionskraft) mit Hilfe einer in den Fußboden ein-
gelassenen Kraftmessplatte bestimmt. Die synchrone Messung der
Orthesenbelastung erfolgte mittels proximal der Knöchelgelenke,
medial und lateral, in die Orthesenschienen eingebaute instrumen-
tierte Adapter (vgl. 2.17 B). Es handelte sich dabei um zwei auf
Druck sowie in Sagittal- und Frontalebene auf Biegung instrumen-
tierte zylindrische Adapter. Die Kalibrierung der Orthese erfolgte
über Gewichte am Orthesenknöchelgelenk in drei Richtungen (axi-
al und über Hebel in AP- und in ML-Richtung, vgl. Abb.2.18). Die
Bestimmung der prozentualen Lastaufnahme der Orthese erfolgte
durch Bestimmung der Differenzbildung von Bodenreaktionskraft
und Orthesenbelastung für die axiale Druckbelastung sowie für die
Torsion in der Transversalebene. Die Torsionsmomentberechnung
erfolgte auf die Mitte der Orthesenachse am Knöchelgelenk. Mit-
tels der kalibrierten Adapter wurden über die Biegemomente in
der Sagittalebene die am Knöchelgelenk außerhalb der Beinachse
angreifenden Kräfte berechnet. Über den Hebel zur Orthesenachse
wurde das Torsionsmoment berechnet. Die Berechnung der Torsi-
onsaufnahme des Patientenbeins erfolgte anschließend durch die
Differenzbildung des Torsionsmoments der Kraftmessplatte und
des Torsionsmoments der Orthese. Es stellte sich heraus, dass die
Abb. 2.17: Messorthese mit
instrumentierten Adaptern
(1969) modifiziert nach [54]
Abb. 2.18: Kalibrierung in-
strumentierter Adapter einer
Orthese (1969) aus [54]
Orthese weniger als 30 % der axialen Last aufnimmt. Die Aufnah-
me von Torsionsmomenten der Orthese erwiesen sich als vernachlässigbar.
Kirkpatrick et al. beschrieben die Funktion der Orthese als defizitär. Den Grund für die gerin-
ge axiale Lastaufnahme sahen die Autoren in dem proximalen ischialen Ring, der sich unter Last
verforme. Die Autoren kamen zu dem Schluss, dass die Lastaufnahme der Orthese gering sei und
damit die Orthese ihren Zweck nicht erfülle. Die mangelhafte Funktion der Orthesen sei damit für
die Berichte erneuter Frakturen von Patientenbeinen verantwortlich ([54, S.35]).
Relevanz
Kirkpatrick et al. wandten die Messtechnik lediglich exemplarisch an einem physiologischen Pro-
banden an. Zwar wurden die axialen Druckkräfte sowie die sagittalen und frontalen Biegemomente
proximal des Knöchelgelenks bilateral in der Orthese gemessen, aber:
15
Grundlagen
• Für Orthesengelenksbelastungen haben axiale Kräfte nahezu keine Bedeutung.
• Die gemessenen Biegemomente werden nicht quantifiziert. Da die Biegemomentbelastung nur
an einer Messstelle auf Höhe des Unterschenkels gemessen wird, ist der Biegemomentverlauf
und damit das im Orthesengelenk wirkende Moment unbekannt.
Es wurden keine Aussagen zur Validität der erhobenen Daten getroffen. Die Quelle des gemes-
senen Frontalmoments ist nicht genau bekannt. Die Autoren diskutierten, dass das Sprunggelenk
einerseits unter Last lateral knicke und damit ein Lateralmoment hervorrufe, sowie eine Wölbung
der anatomisch geformten Orthesenschienen unter axialer Last. Sie kamen aber zu keinem eindeu-
tigen Ergebnis. Die Validität des auf die Mitte der Orthesenachse bestimmten Torsionsmoments,
erscheint unter diesen Gesichtspunkten als fragwürdig.
Der von Kirkpatrick et al. gewählte Ansatz hatte zum Ziel die biomechanische Wirksamkeit einer
gesperrten Ganzbeinentlastungsorthese zu bewerten. Für die Belastungsanalysen an Orthesenge-
lenken besitzt dieser Ansatz jedoch keine Relevanz.
Trappitt et al. (1981;[89]) führten Anfang der 80er Jahre erste
Belastungsanalysen an Orthesen der unteren Extremität mittels
spezieller Mehrkomponentensensoren durch. Hintergrund der Un-
tersuchung war es, dass Orthesenkomponenten speziell in KAFOs
gelegentlich mechanisch versagten. Üblicherweise brachen die seit-
lich angebrachten Orthesenschienen, was ein großes Verletzungsri-
siko für die Patienten darstellte. Ziel der Untersuchungen war es,
die Haltbarkeit und Effektivität von Orthesen zu erhöhen. Vorhe-
rige wissenschaftliche Arbeiten hatten sich lediglich mit einzelnen
Lastfällen in Orthesen befasst. Um ihr Ziel zu erreichen, wähl-
ten Trappitt et al. den Ansatz, eine bilaterale KAFO (Abb.2.19
A) mit vier ca. 11 cm langen Mehrkomponentensensoren (B) pro-
ximal und distal, je medial und lateral, zu instrumentieren. Die
Mehrkomponentensensoren waren im Rahmen einer Dissertation
an der University of Strathclyde entwickelt worden. Die konstruk-
tive Auslegung erfolgte auf der Basis von Literaturangaben (axia-
le Kraft 200 N und Biegemoment 20 Nm). Die Sensoren waren in
der Lage, die Kräfte und Momente in allen Ebenen mittels sechs
Dehnungsmessstreifen (DMS)-Vollbrücken zu erfassen. Alle indivi-
duell hergestellten Mehrkomponentensensoren wurden lastfallab-
hängig bis zum maximal erwartbaren Moment kalibriert. Es wurde
je Sensor eine entsprechende Kalibriermatrix für die Quersprech-
kompensation aufgestellt. Die Autoren schlossen durch mehrfache
Abb. 2.19: Messorthese mit
Mehrkomponentensensoren
(1981) modifiziert nach [89]
Wiederholung der Kalibrierprozedur Pseudo-Quersprechen durch zufällige Einflüsse aus. Der Funk-
tionstest erfolgte an zwei Patienten mit Post-Polio-Syndrom für die Kondition ebenes Gehen. Die
Autoren waren sich bewusst, dass durch den Einsatz der Messtechnik (Mehrkomponentensensoren)
in den Orthesenschienen das mechanische Verhalten der Schienen verändert wurde. Eine generelle
Herausforderung bei der Dimensionierung von Mehrkompontensensoren wäre es, eine akzeptable
Auflösung für Axialkräfte bei verhältnismäßig hohen Biegemomenten von maximal 20 bis 30Nm
zu erreichen. Die Autoren kamen aufgrund hoher gemessener maximaler Biegemomente zu dem
Schluss, dass Aussagen bezüglich überdimensionierter Orthesenkomponenten umstritten seien.
16
Grundlagen
Relevanz
Die Idee und der technologische Ansatz sind sehr interessant und fundiert. Der Einsatz von Mehr-
komponetensensoren in Orthesen erfordert jedoch nicht nur stets individuelle Messorthesen, sondern
ändert darüber hinaus das Verformungsverhalten der Orthesenschienen. Die Mehrkomponentensen-
soren sind mit ca. 11 cm Länge für den Einbau in Orthesen verhältnismäßig groß und außerdem
von der Dimensionierung hinsichtlich des Messbereichs nicht optimal. Dieser Ansatz ist für große
Probandenkollektive nicht geeignet, da der Bau von Messorthesen eine Reihe von Nachteilen mit
sich bringt, die in den folgenden Diskussionen dieses Kapitels noch präzisiert werden. Trappitt et
al. belegten die prinzipielle Machbarkeit des gewählten technologischen Ansatzes, welcher aber aus
den vorgenannten Gründen in dieser Arbeit nicht weiter verfolgt wird.
Scothern und Johnson (1984;[80]) war bereits bekannt, dass insbesondere Treppensteigen,
Stolpern oder Fehltritte zu einer Überbeanspruchung von Orthesenkomponenten führen können
([80, S.16]). Die größten Biegemomente an KAFOs stellen das Sagittal- und Frontalmoment dar
([80], [89]). Scothern et al. folgerten, dass sich die durch Trappitt und Berme exemplarisch ermittel-
ten Größenordnungen nicht auf die vielfältigen KAFO-Verordnungen übertragen ließen ([80, S.16]).
Da fast keine Erkenntnisse bezüglich der in den Orthesen auftretenden Momente vorlägen, be-
schränkten sich die Untersuchungen von Scothern und Johnson auf zerstörende Prüfungen anhand
des Vier-Punkt-Biegeversuchs unter Laborbedingungen. Das Ziel war der Vergleich des Versagens-
verhaltens von Orthesenkniegelenken.
Sie leiteten folgende Anforderungen für Orthesenkomponenten daraus ab ([80, S.20]):
• keine plastische Deformation an Orthesenkomponenten zulässig,
• zulässiges Biegemoment < Proportionalitätsgrenze (Streckgrenze/ Rp0,2),
• falls Überlasten auftreten, ist eine plastische Deformation vorteilhaft. Elastisch gespeicherte
Energie (Federwirkung) erhöht das Verletzungsrisiko des Orthesenträgers.
Ein duktiles Materialverhalten von Orthesenkomponenten ist deshalb sprödem vorzuziehen.
Relevanz
Die Arbeiten von Scothern et al. lieferten wichtige Grundlagen für die Materialwahl und Testme-
thoden von Orthesenkomponenten. Der Anhang B („Verfahren zur Bestimmung der mechanischen
Eigenschaften von Kniegelenk-Baugruppen für orthetische Hilfsmittel der unteren Gliedmaßen“
anhand des Vier-Punkt-Biegeversuchs) der DIN EN ISO 22523 stellt im Prinzip die normative
Umsetzung der von Scothern et al. vorgeschlagenen Methodik dar ([22]). Ohne die Definition von
Grenzwerten (Belastungsebene, Amplitude und Lastzyklen des aufzubringenden Moments), ist eine
normative Umsetzung nicht sinnvoll.
Johnson, Ferrarin et al. (2004;[48]) legten dar, dass die fortschreitende Orthesenentwicklungen
maßgeblich durch Erfahrungswerte und nicht durch wissenschaftliche Erkenntnisse beeinflusst sind.
Aus dem Mangel an Daten zu den Orthesenbelastungen leiteten sie weiteren Forschungsbedarf ab.
Sie sahen Biegemomente gegenüber axialer Kraftaufnahme als maßgebliche Lasten in Orthesen an
([48, S.715]). Aufgrund der hohen Kosten für die Messungen mit instrumentierten Orthesen, wur-
den Untersuchungen bisher nur an geringen Probandenkollektiven durchgeführt ([48, S.715-716]).
Sie verfolgten deshalb den Ansatz, die instrumentelle Ganganalyse für ihre Untersuchungen zu
nutzen (vgl. Abb.2.16, EU-Projekt ORLOAD). Vorwiegend bildeten Patienten mit Cerebralparese,
Post-Polio-Syndrom, Rückenmarksschädigungen, Spina bifida und vorderer Kreuzbandinstabilität
die Grundlage für ihre Studie. Insgesamt wurden 164 Patienten (75 mit AFO, 47 mit KAFO, 29 mit
Knie-Orthesen und 13 mit Hüft-Knie-Fuß Orthesen) im Rahmen der Studie messtechnisch erfasst
17
Grundlagen
(vgl. Tab.2.3). Sie trafen die Annahme, dass die maximalen Momente, die eine Orthese aufnehme,
den externen Gelenkmomenten (bezogen auf den anatomischen Gelenkdrehpunkt) aus der Gang-
analyse entsprächen, unter der Vernachlässigung muskulärer Aktivitäten und der Bandstrukturen
([48, S.713]). Die Autoren diskutierten,
dass die Momente aufgrund muskulärer
Anteile geringer sein könnten, aber in ein-
zelnenFällenauchdieberechnetenexter-
nen Momente übersteigen könnten ([48,
S.716]). Die tabellarische Übersicht der Er-
gebnisse (vgl. Tab.2.3) stellt die auf das
Körpergewicht (in N) und Beinlänge (in m)
Tab. 2.3: Normierte externe Gelenkmomente für Or-
thesen der unteren Extremität aus [48, S.716]
normierten externen Momente dar und ist einheitenlos11.
Die Autoren zeigten auf, dass die externen Momente bei vergleichbarer Orthesenversorgung stark
zwischen den Orthesenträgern schwanken. Sie leiteten daraus ab, dass Orthesenkomponenten häufig
überdimensionert seien. Die Momente sind am Knöchelgelenk stets höher als am Kniegelenk und
generell bei AFO-Versorgungen am höchsten (vgl. Tab.2.3).
Relevanz
Wie bereits in Kap.2.4.1 beschrieben, sind externe Gelenkmomente lediglich für das Gesamtsystem
„Mensch + Orthese“ gültig. Die in der Orthese wirkenden Momente werden so nicht erfasst. Durch
diese Methodik bleiben Einflüsse und wirkende Momente
• des Patienten durch Muskelaktivitäten, Bandstrukturen, Weichteile und Reibung der Haut,
• durch die Korrekturwirkung der Orthese,
• durch Zwangskräfte aufgrund von Achseninkongruenzen und
• durch geometrische Effekte der Orthese wie z. B. Asymmetrien, die zur Verdrillung führen
unberücksichtigt.
An den Untersuchungen waren vier Labore beteiligt. Die Reproduzierbarkeit der Messungen wurde
anhand einer exemplarischen Vergleichsmessung zwischen den Laboren auf ±10 % Abweichung der
externen Gelenkmomente bestimmt.
Externe Gelenkmomente sind für Orthesengelenkbelastungen ohnehin nicht repräsentativ, da:
• Orthesen(-gelenke) stellen ein Parallelsystem zum Körper dar. Sie haben einen axialen Ver-
satz zur definierten anatomischen Achse, dadurch entstehen andere Lastfälle (Bsp. aus reiner
Biegung wird Biegung und Torsion).
• Die über inverse Dynamik berechneten externen Gelenkmomente hängen entscheidend von
den Markerplatzierungen, dem Berechnungsmodell und den Gelenkdrehpunkten ab.
• Die in der Ganganalyse berechneten Transversalmomente unterliegen aufgrund des geringeren
Bewegungsumfangs und der Rotationsachsendefinition höheren Streuungen.
Das breite Spektrum an Einflussfaktoren auf die mittels instrumenteller Ganganalyse bestimmba-
ren externen Gelenkmomente und die nicht differenzierbaren anteiligen Momentenbelastungen von
Mensch und Orthese, lassen den Schluss zu, dass eine direkte Messung der Orthesengelenkbelastung
unumgänglich ist.
11Die tabellarische Darstellung in der Studie ist vermutlich nicht korrekt. Anders als angegeben müssten die nor-
mierten Gelenkmomente einheitenlos sein, die Angabe der Einheit „Nm“ ist demzufolge falsch. Nur so ergeben
sich plausible Gelenkmomente in Bezug auf Körpergewicht und Beinlänge.
18
Grundlagen
Kaufman, Irby und Bernhardt (2005/2006;[45], [53]) führ-
ten ganganalytische Messungen an 21 Patienten mit variablen In-
dikationen (Post-Polio-Syndrom, Spina Bifida, Hemiparese, mus-
kuläre Dystrophie,...) durch. Jeder Patient erhielt eine individu-
elle Messorthese, die zum Zweck der Messung mit einem Funkti-
onsmuster eines neuartigen SCO-Gelenks mit elektromechanischem
Auslösemechanismus ausgestattet wurde (vgl. Abb.2.20). Kaufman
et al. begründeten ihre Forschungsaktivitäten damit, dass es zwar
einen Standard für Prüfverfahren von Orthesenkomponenten gebe,
aber keine Belastungsgrenzen vorgeschrieben werden. Es gebe kei-
ne internationale Norm, die Anforderungen an die mechanischen
Eigenschaften von u. a. KAFOs (SCOs) festschreibt. Sie gaben an,
dass bis dato insbesondere zwei Arten (rückverlagertes freies Gelenk
oder gesperrt) an KAFOs eingesetzt werden. Während gesperrte
KAFOs ein Maximum an Sicherheit böten, gingen damit die be-
reits in Kap.2.3.2 genannten biomechanischen Nachteile einher.
Abb. 2.20: Messmethodik
SCO Kaufman (2005) aus
[45, S.271]
Ganzbeinorthesen mit rückverlagertem entsperrten Kniegelenk brächten den Vorteil der Knieflexi-
on in der Schwungphase, jedoch seien diese in der Standphase nur so lange stabil, wie der GRFV
vor der Orthesen-Kniegelenkachse liege und damit ein extendierendes Moment erzeugt werde. Diese
funktionellen Nachteile zusammen mit dem Gewicht von KAFOs sahen Kaufman et al. als Ursache
für die mangelhafte Akzeptanz dieser Orthesen. Sie leiteten daraus den Forschungsbedarf hinsicht-
lich neuer Materialien für den Einsatz in SCOs ab, die ihre Messungen erforderlich machten.
Kaufman et al. benannten folgende Hauptkriterien für den Einsatz neuer Materialien in der Orthe-
tik:
• Zugfestigkeit - sollte möglichst hoch sein,
• Steifigkeit - angepasst an den Einsatzzweck. Dieser kann höchste Steifigkeit erfordern oder
Elastizität, um Energie kurzzeitig speichern und zurückgeben zu können,
• Dauerschwingfestigkeit - hohe Zyklenzahl bis zum Bauteilversagen/ -bruch,
• Dichte - möglichst gering,
• Korrosionsbeständigkeit - hoch,
• Verarbeitung - einfach,
• Kosten - gering.
Für sichere und langlebige Orthesen(-komponenten) müssten demnach die alltäglichen Belastungen
einer KAFO ermittelt werden, um so den Anforderungen der Patienten zu genügen.
Kaufman et al. verwiesen außerdem auf den Zusammenhang von Achsenpositionierung der Orthese
(Verschiebung und Verdrehung) bezüglich der anatomischen Gelenkachsen, die mit der Funktio-
nalität einhergingen. Ohnehin käme es zu Rotationskräften zwischen Bein und Orthese bei der
Knieflexion. Die Kräfte, die eine Orthese in Drei- oder Vier-Punkt-Anlage auf Gelenke ausüben
müsste, um diese zu kontrollieren, müssten sich stets im Gleichgewicht befinden. Ist dies nicht der
Fall, würde dies zur Fehlfunktion und Fehlausrichtung (Rutschen und Rotieren) der Orthese führen.
Die Scher- und Rotationskräfte würden die Funktion der KAFO beeinflussen. Die Größenordnung
dieser Kräfte seien unbekannt und würden deshalb bis dato von Prüfstandards nicht erfasst.
Bedingt durch unterschiedliche patho-skelettale Strukturen (Deformitäten, Fehlstellungen, Beuge-
kontrakturen,...) der Patienten, wären Kräfte und Momente in KAFOs allein aufgrund des Gelenk-
19
Grundlagen
winkelverlaufs und des Körpergewichts nicht vorhersagbar. Entscheidend für notwendige Momente,
die eine Orthese aufbringen müsste, wären außerdem die Gelenkposition und Gangcharakteristik.
Kaufman et al. ermittelten als höchstes flek-
tierendes Moment 67,3 Nm für einen Patienten
mit einem Körpergewicht von 97,5kg. Das zweit-
höchste Moment wurde mit 47,9Nm für einen Pa-
tienten mit einem Körpergewicht von 113 kg ge-
messen (vgl. Abb.2.21). Der mit 127 kg schwerste
Proband war mit einer Gehhilfe (Stütze) gelaufen,
deshalb waren die Gelenkmomente reduziert. Die
Kinetikdaten von Patienten mit Gehhilfen wur-
den aufgrund des Kraftnebenflusses über die Geh-
stützen verworfen. Der Mittelwert der maximalen
externen Knieflexionsmomente aller Patienten
Abb. 2.21: Messergenisse - externes Kniemo-
ment (pos. Flexion) aus [45, S.279]
betrug 20 ±18 Nm und für die terminale Standphase (ca. 60 % GZ) 4,5±2,3Nm.
Sie haben folgende Einflussfaktoren auf Orthesenbelastungen und Abhängigkeiten vorgeschlagen:
• Patienteneigenschaften: Die Pathologie, das Alter, der Body-Mass-Index, die Ausrichtung der
Orthese und die Rest-Muskelfunktionen.
• Interface (Orthese - Patient): Die Größe der krafteinleitenden Flächen und die Länge der
kraftausübenden Hebel bezüglich der Gelenkdrehpunkte, die Form der Orthese, die Gurte
und die Orthesenschale (Form, Material) beeinflussen die Kraftübertragung auf die Weichteile
des Patienten.
• Orthesen-Fertigung: Erhebung anthropometrischer Daten, Abformung eines Gips-Negativs
und Erstellung eines Gips-Positivs, Erstellung von einer Testorthese und anschließender finaler
Versorgung.
Die Autoren schlussfolgerten, dass das Körpergewicht und der Aktivitätsgrad für die Auswahl ge-
eigneter Orthesenkomponenten nicht ausreichend seien. Sie sahen einen Bedarf für die Definition
von Lastniveaus für KAFOs, die in alltäglichen Situationen auftreten würden. Diese Daten soll-
ten unter standardisierten Bedingungen erhoben werden. Ausgehend von diesen Daten bezüglich
unterschiedlicher Patiententypen (Körpergewicht, Anthropometrie, Alter, Diagnose,...) und Boden-
beschaffenheiten, sollte es möglich sein, vorhersagbare Modelle zu entwickeln. Diese Modelle sollen
Entwicklern helfen, Orthesenkomponenten lastgerecht zu entwerfen oder zu verbessern hinsichtlich
Lebensdauer, Gewicht und Funktion.
Relevanz
Kaufman et al. diskutierten nachvollziehbar ein sehr breites Spektrum von Einflussparametern auf
Orthesenbelastungen, quantifizierten die maximal gemessenen Momente, deren Mittelwerte, RZP
und Gelenkwinkelverläufe.
Dennoch sind einige Punkte zu hinterfragen:
• Jeder Patient erhielt eine individuelle Messorthese, die lediglich bei Trainingseinheiten mit
dem SCO-Gelenk getragen wurde. Neben dem Umstand, dass eine Messorthese erforderlich
war und nicht in der Originalorthese gemessen wurde, fehlt eine über einen längeren Zeitraum
angelegte Eingewöhnungszeit. Darüber hinaus lässt die Beschreibung der Methodik vermuten,
dass es gewisse Modifikationen an der Messorthese im Vergleich zum Original gab. Es ergeben
sich somit weitere Parameter, die die Orthesenbelastungen beeinflusst haben könnten.
20
Grundlagen
• Bei dem SCO-Gelenk handelte es sich um ein Einzelstück (Funktionsmuster), deshalb waren
auch nur Trainings mit den Patienten möglich. Schwerwiegender ist jedoch das hohe Zusatz-
gewicht von insgesamt 1,5 kg (1,1 kg SCO-Gelenk und 0,4 kg Akkumulator).
• Es wurden lediglich externe Gelenkmomente für das Gesamtsystem Mensch-Orthese gemes-
sen. Diese Momente sind nicht repräsentativ für die Orthesenbelastung. Zwar diskutierten
Kaufman et al. Einflüsse muskulärer Anteile, Deformitäten und Fehlstellungen, konnten diese
aber bei den Messergebnissen nicht berücksichtigen. Da die Patienten während der Untersu-
chung Gehhilfen benutzen durften, mussten aufgrund des Kraftnebenschlusses die Kinetikda-
ten von Patienten mit Gehhilfen verworfen werden. Eine Normierung auf das Körpergewicht
ist für diese Fälle nicht mehr zulässig.
• Für die Funktion (Auslösung der Schwungphase) einer SCO muss das flektierende Moment
in der terminalen Standphase (mittleres Moment 4,5±2,3 Nm bei ca. 60 % des GZ) über-
wunden werden, also ein geringes extendierendes Moment erzeugt werden. Diese Funktion
wurde von den Autoren nicht weiter erläutert, damit sind die Momentenverläufe (Abb.2.21)
zu hinterfragen.
• Es wurde lediglich die Kondition ebenes Gehen gemessen. Weitere Konditionen, wie Treppen
und Rampen, waren nicht Bestandteil der Untersuchung. Da ohnehin nur unter Laborbedin-
gungen gemessen werden konnte, waren keine Messungen im Feld möglich.
Es zeigten sich darüber hinaus starke Auswirkung der individuellen Kniestellung (Genu-Recurvatum,
Beugekontraktur) auf die Momente sowie Unterschiede zwischen ungeübten (dicke Messkurven) und
erfahrenen SCO-Nutzern (dünne Messkurven; vgl. Abb.2.21).
Zwar benannten Kaufman et al. ein breites Spektrum an Parametern, die die Belastung von Orthe-
sen beeinflussen, dennoch konnten sie die wahre Belastung von Orthesen mit der instrumentellen
Ganganalyse nicht erfassen. Dieser Ansatz ist für die Belastungsanalyse an Orthesengelenken nicht
geeignet.
Andrysek et al. (2008; [5]) führten Untersu-
chungen mittels kommerzieller Standardsensorik
an KAFOs durch (vgl. Abb.2.22). Diese Untersu-
chungen beschränkten sich jedoch auf einen late-
ral verbauten Mehrkomponentensensor. Das Ge-
wicht und die Größe des Sensors erwiesen sich
als nachteilig. Die Größe machte Untersuchun-
gen am medialen Kniegelenk sowie am Knöchelge-
lenk medial und lateral unmöglich. Darüber hin-
aus erforderte diese Methodik stets individuelle
Messorthesen. Andrysek et al. bezogen sich in ih-
rer Untersuchung auf die Reihenuntersuchung von
Johnson et al. und begründeten den weiteren For-
schungsbedarf mit notwendigen Orthesenoptimie-
rungen. Das Orthesengewicht sollte reduziert, der
Abb. 2.22: KAFO-Messorthese Andrysek
(2008) modifiziert nach [5, S.1373]
Leichtbau mit modernen Materialien vorangetrieben werden und die Stabilität der Orthesen müs-
ste gleichzeitig gewährleistet sein. Die Akzeptanz, der Komfort und die Funktionalität der Orthese
könne auf diese Weise erhöht werden. Sie teilten die Auffassung, dass ein Mangel an Daten bezüglich
21
Grundlagen
der Orthesenbelastungen vorhanden sei. Sie benannten die Limitationen der instrumentellen Gang-
analyse zur Bewertung von Orthesen und die Voraussetzungen, unter denen diese gelten würden:
• Es ist keine Relativbewegung von Orthese und Bein zulässig.
• Interne Momente (muskuläre Anteile) dürfen keinen oder nur einen vernachlässigbaren Ein-
fluss auf die Orthesenbelastung haben.
• Es muss klar definiert werden, ob das externe Kniemoment bezüglich der anatomischen Achse
oder der Orthesenkniegelenkachse gilt.
Ziel ihrer Untersuchung war die Klärung der Fragestellung, ob es zulässig sei, die Erkenntnisse
bezüglich der Untersuchungen zu Orthesenbelastungen allein auf die konventionelle Ganganalyse
zu stützen, wie Johnson et al. schlussfolgerten ([5]).
Sie wählten ein Kollektiv von vier Probanden mit der Indikation Poliomyelitis und Post-Polio-
Syndrom aus (vgl. Anhang A.2 Tab. A.2). Alle Probanden hatten Beinlängendifferenzen von 4 bis
5 cm. Jeder Proband erhielt eine aus Polypropylen tiefgezogene Messorthese bilateral mit Edel-
stahlschienen und manuell sperrbaren Orthesenkniegelenken. Die Eingewöhnungszeit der Patien-
ten an die Messorthese betrug zwei Wochen. Zum Messtermin wurde in die Orthese ein Sechs-
Komponentensensor (Fx,F
y,F
z,M
x,M
y,M
z- Kraft und Moment um jede Raumachse; vgl. Abb.2.22
A + B) eingebaut. Die Messstrecke betrug zehn Meter im Ganglabor. Synchron zur Ganganalyse
wurde die Orthesenbelastung mittels Mehrkomponentensensor anhand von mindestens drei gültigen
Versuchen aufgezeichnet. Die Ganganalysedaten wurden anhand des Modells von Kadaba erhoben
([50]). Vor dem Hintergrund eines möglichen SCO Einsatzes wurden zwei Konditionen (mediales
Knie-Mitläufergelenk gesperrt und ungesperrt) für ebenes Gehen gemessen. Der Vergleich der Pro-
banden anhand der absoluten sagittalen Kniemomente war nur mit ungesperrten Mitläufergelenk
möglich, da in diesem Fall das gesamte Sagittalmoment über den starren Mehrkomponentensensor
erfasst wurde. Momente durch Fehlstellungen und Knie-Beugekontrakturen wurden durch Messun-
gen im Stand mit be- und entlasteten Bein erfasst. Zusätzlich wurden das Frontal- und Transver-
salmoment um den Offset (Hebel von 36 mm - Achsabweichung des Mehrkomponentensensors) mit
der jeweiligen gemessenen Kraft korrigiert. Eine Korrektur des Sagittalmoments war aufgrund der
Achsenkongruenz nicht notwendig. Die auf das Körpergewicht normierte Darstellung der mittleren
Kräfte- und Momentenverläufe bezogen auf den GZ war für alle vier Probanden individuell (vgl.
Anhang A.2 Abb.A.1). Bemerkenswert sind jedoch folgende Punkte:
• Der Proband 4 (S4) weist während der Standphase eine verhältnismäßig hohe nach lateral
gerichtete Kraft in der Frontalebene auf (Anhang A.2 Abb.A.1 B).
• Der Proband 4 erzeugt die höchsten Vertikalkräfte (Anhang A.2 Abb.A.1 C).
• Die Frontalmomente in der Orthese sind bei bilateraler Versorgung vernachlässigbar (Anhang
A.2 Abb.A.1 D).
• Die höchsten Momente treten während der Standphase in der Sagittalebene auf, wobei der
Proband 2 nur geringe Flexionsmomente erzeugt (Anhang A.2 Abb.A.1 E).
• Innen- und außenrotierende Momente sind bei bilateraler Versorgung ebenfalls vernachlässig-
bar (Anhang A.2 Abb.A.1 F).
Maßgeblich unterscheiden sich die Kennlinienverläufe des Probanden 4 von gesperrtem zu unge-
sperrtem Mitläufergelenk durch eine um ca. 30% erhöhte maximale vertikale Lasteinleitung und
ein um ca. 40 % erhöhtes maximales Flexionsmoment jeweils in der Standphase (vgl. Anhang A.2
Abb.A.2). Das maximale Flexionsmoment des Probanden 3 ist ebenfalls um ca. 25 % erhöht. An-
sonsten sind keine wesentlichen Änderungen ersichtlich.
22
Grundlagen
Es konnte beobachtet werden, dass die Orthese lateral über den Sensor in vertikaler Richtung im
Vergleich zur Vertikalkomponente der Kraftmessplatte 15 bis 41,5 % aufnimmt. Bei Annahme ei-
ner gleichmäßigen Lastverteilung zwischen lateraler und medialer Schiene, nehme die Orthese in
vertikaler Richtung 30 bis zu 83 % der Vertikalkraft in der Standphase auf.
Das maximal am Sensor wirkende Flexionsmoment (Mlc) bei ungesperrten medialen Mitläuferge-
lenk für Proband 1 bis 4 liegt um 15 bis 55 % höher als die berechneten externen Momente (Mvo,
Mvad,M
vad+vc; vgl. Anhang A.2 Abb.A.3 A - D). Es sind die Sagittalmomente des lateralen Mehr-
komponentensensors Mlc für Proband S1 (A) bis S4 (D) aus Tab.A.2 im Vergleich zu den externen
Momenten aus der Ganganalyse dargestellt (Mvo: Moment bezüglich Orthesenachse; Mvas: Moment
bezüglich anatomischer Knieachse mit statischem Offset; Mvad: Moment bezüglich der anatomi-
schen Knieachse mit dynamischen getrackten Offset; Mvad+vc:MomentM
vad plus das zusätzliche
Moment durch die Orthesenverspannung am Patienten beaufschlagt).
Die Hauptaussagen von Andrysek et al. bezüglich des normalen Gebrauchs von Orthesen sind
([5, S.1378/1379]):
• Die in der Ganganalyse bestimmten externen Knie-Sagittalmomente sind deutlich niedriger
als die wahren Orthesenmomente.
• Die Differenzen der berechneten externen Momente entstehen durch die Platzierung der Knie-
achse im Berechnungsmodell. Eine Verschiebung der Achse nach anterior erhöht das Flex-
ionsmoment, während eine Verschiebung nach posterior das Extensionsmoment vergrößert.
• Die Lage der Orthesenachse bezüglich der anatomischen Achse ist u. a. entscheidend für Rei-
bungseffekte (Bsp. Pumpeffekt), genauso wie der verbaute Gelenktyp mono- vs. polyzentrisch.
Diese Effekte können nicht mittels konventioneller Ganganalyse erfasst werden, was zu einer
Unterbewertung der Orthesenbelastung führt.
• Bei der Festlegung der Orthesenachse als Knieachse für die Berechnung der externen Momen-
te werden die Flexionsmomente unterbewertet. Bei der Gewichtsübernahme verändert sich
außerdem häufig die Lage der anatomische Achse in der Orthese (abhängig von der individuel-
len Ausgestaltung der Orthese). Die anatomische Knieachse sollte deshalb für die Berechnung
bevorzugt werden.
• Knie-Beugekontrakturen erzeugen zusätzliche Orthesenmomente, welche sich ausschließlich
durch instrumentierte Orthesen messen lassen.
• Die Abweichungen sind bei Proband 3 mit dem höchsten Muskelaktivitätsgrad besonders
ausgeprägt im Vergleich zur externen Momentenberechnung. Die muskulären Anteile erhö-
hen oder reduzieren die Orthesenmomente, welche sich ausschließlich durch instrumentierte
Orthesen messen lassen.
Die Autoren bewerteten die Orthesenbelastungen anhand von externen Momenten als unzurei-
chend und problematisch. Für ein anforderungsgerechtes Orthesenkomponenten-Design wäre die
messtechnische Erfassung der real auf die Orthese wirkenden Momente erforderlich. Sie empfahlen
in zukünftigen Studien die Belastungen anhand von größeren heterogenen Probandengruppen zu
ermitteln.
Relevanz
Die Beobachtungen und Schlussfolgerungen von Andrysek et al. sind plausibel, dennoch blieben
wichtige Aspekte unberücksichtigt. Durch den Einsatz der kommerziellen Messtechnik ergaben sich
eine Reihe von Einflussfaktoren, die die Messungen und die Ergebnisse beeinflussten:
• Die Messungen erforderten stets individuelle Messorthesen. Im konkreten Fall waren die Scha-
23
Grundlagen
len aus Polypropylen tiefgezogen und damit weich. Der Bereich der Kraft- und Momentenüber-
tragung von Orthese und Patient war somit durch den Einsatz der Messorthesen beeinflusst
(vgl. Abb.2.15 „Orthese + Interface“). Eine weichere Orthese kann zu einer erhöhten Verfor-
mung der Schalen und damit zu mehr Bewegung des Patientenbeines relativ zur Schienen-
und Gelenkkonstruktion führen. Dies kann Effekte wie Reibung (Stick-Slip), Verdrillung oder
Achseninkongruenzen begünstigen.
• Der Einbau der Messtechnik in die Orthese erforderte aufgrund des Volumens des Sensors
zusätzliche Adapter. Der Mehrkomponentensensor wurde über „Umlenkhebel“ außerhalb der
vertikalen Achse (vgl. Abb.2.22 A) eingesetzt. Zwar wurde durch den Einsatz einer sensor-
spezifischen Kalibriermatrix das aus der Sensorgeometrie stammende Quersprechen der Mes-
skanäle kompensiert, aber die zusätzlichen Hebel durch den Einbau der Messtechnik in die Or-
these führten aufgrund geänderter geometrischer Verhältnisse zu veränderten Lastfällen. Ein
Frontalmoment kann beispielsweise durch den lateralen Versatz des Mehrkomponentensensors
anteilig als vertikale Kraft messbar werden. Dementsprechend kann eine vertikale Kraftein-
leitung in die Orthese anteilig als Frontalmoment gemessen werden. Gleicherweise führt ein
Kraftvektor normal zur Frontalebene anteilig zu einer messbaren Torsion. Eine Torsionsein-
leitung in die Orthese führt aber nur anteilig zu einer messbaren Torsion des außeraxialen
Kraftsensors. Da stets überlagerte Lastfälle auf den Sensor wirken, werden die tatsächlich ein-
geleiteten Momente nicht erfasst. Die von Andrysek et al. um die Hebelverhältnisse und axiale
Krafteinleitung vorgeschlagene Frontal- und Transversalmomentkorrektur ist fragwürdig. Der
Sensor kann nicht unterscheiden, ob ein reines Moment an der Ankopplungsstelle eingeleitet
wird oder ein überlagerter Lastfall (Biege-/ Torsionsmomente und Zug/ Druck). Das ist pro-
blematisch, da die durch den Einbau des Sensors bedingte Geometrieänderung aus einem
reinen Moment einen überlagerten Lastfall an dem Mehrkomponentensensor hervorruft.
• Die Hauptbelastungsebene stellte die Sagittalebene dar. Gerade in dieser Ebene wurde der
Mehrkomponentensensor maßgeblich durch zwei Inbus-Senkkopfschrauben fixiert. Da es sich
um eine form- und kraftschlüssige Ankopplung handelt, sind insbesondere die Grenzflächen-
beschaffenheiten des Kontaktbereichs des Sensoradapters und der Orthesenschiene, sowie das
Anzugsmoment der Schrauben entscheidend. Die Grenzfläche wird auf Scherung (Schub und
Torsion) belastet. Erfahrungsgemäß tritt unter Last Reibung auf. Gerade durch die Wechsel-
biegebelastungen von Orthesen sind der Messung überlagerte Hystereseeffekte durch Reibung
zu erwarten. Diese Hystereseeffekte beeinflussen maßgeblich den Messkurvenverlauf, aber we-
niger Maximalmomente. Der Studie ist nicht zu entnehmen, inwiefern versucht wurde, über
seitlich angeordnete Gewindestifte den Formschluss zu optimieren. Es wurde zumindest keine
Validierungsmessung, des in die Orthese eingebauten Sensors, durch Aufbringen definierter
Wechselmomente in Sagittal-, Frontal- und Transversalebene vorgenommen. Solche Validie-
rungsuntersuchungen können mögliche systematische und zufällige Einflussfaktoren aufzeigen.
• Der Einsatz von Messorthesen erfordert eine Eingewöhnungszeit (hier von mindestens zwei
Wochen). Die erforderliche Eingewöhnungszeit weist einerseits auf Unterschiede zwischen
Original- und Messorthese hin, andererseits ist der Einsatz von Messorthesen aus wirtschaft-
lichen Aspekten (Zeit und Kosten) ohnehin als fragwürdig einzustufen.
• Die kommerzielle Messtechnik erfordert standardmäßig Verkabelungen (Datenleitungen und
Energieversorgung), die den Patienten beeinträchtigen können. Der Einsatz der Messtechnik
außerhalb der Laborumgebung ist damit auch nur unter erhöhtem Aufwand möglich (vgl.
24
Grundlagen
Anwendungsbeobachtung von Andrysek et al. 2014; [4])
• Die „voluminöse“ Messtechnik konnte aus Platzgründen am Kniegelenk nicht medial und am
Knöchelgelenk weder lateral noch medial verbaut werden.
• Die Messtechnik erhöhte das Gewicht der Orthese um bis zu 70 % (vgl. [10, S.111]).
Die Messergebnisse von Andrysek et al. betreffend lässt sich daher folgendes anmerken:
• Die Geometrieänderung der Orthese (durch den axialen Versatz des Mehrkomponetensensors)
kann von der durch Andrysek et al. durchgeführten Frontal- und Transversalmomentkorrektur
nicht berücksichtigt werden. Es wirken stets überlagerte Lastfälle in drei Ebenen auf den
Sensor. Eine reine Krafteinkopplung (Bsp. Druckbelastung) über die Orthesenschale wird am
Sensor, aufgrund der Umlenkhebel des außerhalb der Achse befindlichen Sensors, als Kraft und
Moment messbar. Ebenso wird eine reine Biegebelastung (Bsp. in der Frontalebene) am Sensor
als Moment und Kraft messbar. Eine Rückführung der Messung auf die Ausgangsgrößen
(Trennung von eingeleiteter Kraft und Moment) ist daher nicht möglich.
• Die Ausprägung von möglichen Hystereseeffekten aus der Sensoranbindung ist nicht bekannt.
Da Kräfte und Momente mit wechselnder Richtung eingeleitet werden, sind insbesondere in
der Sagittalebene den Messwerten überlagerte Hystereseeffekte zu erwarten.
• Das Knie-Flexionsmoment erhöhte sich zwar bei entsperrtem Mitläufergelenk, verdoppelte
sich aber nicht. Ein Grund könnte sein, dass die Orthese bei Lastaufnahme in der Sagittal-
ebene tordierte. Aufgrund des axialen Versatzes des Sensors könnte dies u.a. als Frontal- und
Transversalmoment anteilig messbar sein. Dies lässt sich aber anhand der Messwerte nicht
zweifelsfrei belegen (Anhang Abb.A.1 und Abb.A.2).
• Es wurden die Extremwerte der mittels Mehrkomponentensensor und instrumenteller Gang-
analyse für verschiedene Achsenpositionen (anatomische Achse, Orthesengelenkachse) ermit-
telten Gelenkmomente gegenübergestellt. Es erfolgte aber keine Differenzierung hinsichtlich
Signalhub und Offset. Die Kurvenverläufe und die Dauer der Belastungen blieben unberück-
sichtigt.
Bernhardt und Kaufman (2011;[10]) wählten wie Andrysek et al. (2008; [5]) den Ansatz, einen
kommerziellen Mehrkomponentensensor lateral am Kniegelenk einer KAFO für drei Patienten mit
Quadrizepsschwäche zu verbauen (vgl. Abb.2.16 A). Die bilateralen KAFOs hatten jeweils ein nicht-
instrumentiertes mediales Mitläufergelenk sowie bilateral auf die individuellen Bedürfnisse des Pati-
enten eingestellte nicht-instrumentierte Knöchelgelenke oder ein einfach fixierendes Unterschenkel-
und Fußteil. Parallel zur Messung der instrumentierten Orthese ist eine instrumentelle Ganganalyse
mit einen Marker-Set nach Kadaba ([50]) durchgeführt worden. Es wurden die personenbezogenen
Daten (Body-Mass-Index, Geschlecht, Indikation, KAFO-Konfiguration, muskulärer Status, Fehl-
stellungen in sagittaler und frontaler Ebene) erhoben (vgl. Anhang A.2 Tab.A.3). Die Messungen
wurden für verschiedene Knieflexionswinkel (0°, 10° und 20°) durchgeführt und die Ergebnisse nor-
miert auf das Körpergewicht dargestellt. Im Anhang A.2 Abb.A.4 sind exemplarisch die absoluten
Kräfte- und Momentenverläufe des am lateralen Knie verbauten Mehrkomponentensensors auf den
GZ normiert als Mittelwert über mindestens drei Versuche für eine 0° gesperrte KAFO dargestellt.
Die Kräfte in Richtung posterior (a), medial (b) und der Druck (c), sowie das Varus- (d), das
Extensions- (e) und das außenrotierende Moment (f) sind jeweils positiv.
Der Stichprobenumfang von drei Probanden anhand von drei Messwiederholungen war zu gering,
um allgemeingültige Daten ableiten zu können. Bei der Messkurveninterpretation ergaben sich
25
Grundlagen
sowohl logische als auch schwer erklärbare Abhängigkeiten. Bernhardt und Kaufman schlussfolger-
ten, dass das Patientengewicht die Orthesenbelastungen nur zum Teil beeinflusse. Die normierte
Auswertung der Messungen (95 % Vertrauensintervall) zeigte keine signifikanten Unterschiede der
Probanden.
Sie stellten fest, dass die Orthesenbelastungen nicht unmittelbar mit dem Körpergewicht zusam-
menhängen. Der leichteste Proband leitete normiert und absolut die höchsten axialen Kräfte in die
Orthese ein und darüber hinaus belastete er die Orthese mit überdurchschnittlich hohen Sagittal-
und Transversalmomenten. Zwei der drei Probanden wiesen das höchste Biegemoment in der Sagit-
talebene auf, während ein Proband aufgrund einer Valgus-Instabilität das höchste Moment in der
Frontalebene aufbrachte. Die Sagittalmomente waren aber stets geringer als die externen Momente
im Gegensatz zu Andrysek et al. ([10, S.108]). Bei zwei Probanden sind vereinzelt höhere Frontal-
und Transversalmomente gemessen worden als die in der Ganganalyse berechneten Momente. Dies
sei auf die Achsabweichungen von Sensor- und Kniegelenkachse (vgl. Untersuchung Andrysek et
al.) zurückzuführen ([10, S.108/109,111]).
Die Autoren leiteten daraus ab, dass die Orthese nur einen Teil des externen Moments, bedingt
durch den muskulären Status des Patienten, aufzunehmen habe. Das Orthesenmoment hänge auch
davon ab, wie stark der Patient sich durch die Orthese stützen lasse. Die Lage der Orthesen-
gelenkachsen sowie die Annahme der Achsen (sagittal, frontal, transversal) in der Berechnungs-
software beeinflusse die berechneten externen Momente. Hohe Abweichungen der mittels Sensor
gemessenen Momente im Vergleich zur Ganganalyse traten vorwiegend durch den axialen Versatz
des Sensors (Frontal- und Transversalmoment) bezüglich des Gelenks auf. Da es keine signifikanten
Unterschiede und ein breites Konfidenzintervallband (95 %) in positiver und negativer Richtung
gab, sei es basierend auf den Messungen nicht möglich, Orthesenbelastungen zuverlässig vorhersa-
gen zu können. Die hohe Variabilität der Patienten (Fehlstellungen, Muskelstati) wurde bewusst
gewählt. Es konnten wegen des starren Sensors keine Untersuchungen an ungesperrten KAFOs oder
SCOs durchgeführt werden, wo insbesondere Unterschiede zwischen externen Momenten und in der
Orthese wirkenden Momenten vermutet werden. Es wurde bisher aufgrund von Sicherheitsbeden-
ken, die weiche Messorthese betreffend, nur der Fall des ebenen Gehens untersucht. Bernhardt et
al. vermuteten höhere Belastungen von Orthesenkomponenten durch Stolpern oder Fehltritte. Die
eingesetzte Sensorik erhöhte das Gewicht der KAFO um 70 %, welches sich negativ auf die Akzep-
tanz und das Gangmuster auswirken könnte ([10, S.111]).
Bernhardt et al. verwiesen auf die Möglichkeit der Eignungsfeststellung für spezielle Versorgun-
gen beispielsweise SCO-Auslösemechanismen (Bsp. extendierendes Kniemoment bei Toe-Off) von
Patienten. Zusätzlich könnten Orthesenbelastungen als objektives Bewertungskriterium für OTMs
für die Auswahl geeigneter Orthesenkomponenten, sowie für die Überprüfung von Passform und
Funktionalität der Orthese dienen ([10, S.111]).
Die Hauptaussagen der Studie von Bernhardt et al. sind ([10]):
• Die Vertikalkräfte und Biegemomente sind in der Sagittalebene am größten.
• Die Höhe der Momente steht nicht im unmittelbaren Zusammenhang zum Patientengewicht.
• Es besteht eine hohe Variabilität bezüglich der Momente (externe Momente und Orthesen-
belastungen) zwischen den Patienten.
• Die Messungen bilden die Grundlage für Richtlinien bezüglich der Auswahl von Orthesen-
komponenten.
26
Grundlagen
Relevanz
Grundlegend lässt sich die vorgenannte Einschätzung Andrysek et al. betreffend auf diese Methodik
übertragen:
• Es war stets eine individuelle Messorthese und eine Eingewöhnungszeit des Patienten er-
forderlich. Die aus Polypropylen bestehenden Orthesenschalen sind weich und bringen viele
(vorgenannte) Nachteile mit sich.
• Der Mehrkomponentensensor ließ sich nur lateral am Knie verbauen, benötigte viel Platz,
musste außerhalb der Orthesenschienenachse befestigt werden und erhöhte das Orthesenge-
wicht um bis zu 70 %. Effekte durch die außeraxiale Platzierung des Mehrkomponentensensors
wurden bereits ausführlich zuvor erläutert.
• Die weichen Messorthesen ermöglichten aus Stabilitätsgründen keine Messungen in unilate-
raler Bauweise. In bilateraler Bauweise waren aufgrund der voluminösen Sensorik keine Mes-
sungen an Mitläufergelenken von SCOs oder SSCOs und ebenso nicht an Knöchelgelenken
möglich. Gerade Knöchelgelenkbelastungen von SCOs und SSCOs in unilateraler Bauweise
(single-uprights) sind von großem Interesse.
Hochmann und Schmalz ([42]) stellten 2012 ihren Ansatz vor, Orthesenbelastungen an KAFOs
in gesperrter und in SCO-Kondition messtechnisch zu erfassen. Die Autoren begründeten den For-
schungsbedarf mit den geringen Patientenkollektiven vorangegangener Anwendungsbeobachtungen,
bei denen Messungen mit technischen Limitationen (gesperrtes Orthesenkniegelenk, kommerzielle
Sensorik mit hohem Gewicht und Messungen nur am lateralen Kniegelenk möglich) durchgeführt
wurden. Sie betonten die Notwendigkeit Orthesengelenkbelastungen an freischwingenden KAFOs
aufgrund der steigenden Beliebtheit von SCOs zu ermitteln. Messtechnisch relevant seien freischwin-
gende kontralaterale Kniegelenke (sog. Mitläufer) und insbesondere bilateral sowie unilateral medial
oder lateral verbaute Knöchelgelenke. Sie verfolgten das langfristige Ziel, wissenschaftlich fundierte
Richtlinien für die Auswahl von Orthesenkomponenten sowie einen
internationalen Standard für Orthesenprüfverfahren der unteren
Extremität zu entwickeln. Für ihre Messungen verwendeten sie
einen leichten Miniatur-Sechskomponenten Kraft- und Momenten-
sensor, den sog. Oktapod, eine Eigenentwicklung des Unternehmens
Otto Bock HealthCare GmbH. Dieser Sensor wurde in einer gesperr-
ten KAFO als gesperrtes Orthesenkniegelenk lateral verbaut. Zu-
sätzlich wurden am Knöchelgelenk in sagittaler Ebene instrumen-
tierte Knöcheladapter installiert. Die SCO-Kondition wurde mit
Hilfe dieser Adapter (Sagittalmomentsensoren (SMS)) an Knie- und
Knöchelgelenken messtechnisch erfasst (vgl. Abb.2.23). Sieben Pa-
tienten mit Indikationen Poliomyelitis, Post-Polio-Syndrom, trau-
matische oder iatrogene Läsion nahmen an den Messungen teil.
Die Patienten waren erfahrene KAFO- und SCO-Orthesenträger.
Es wurden Versuche für die Konditionen ebenes Gehen, Rampe
hoch, Rampe runter und Treppensteigen durchgeführt. Die Mes-
sungen der Orthesenbelastung erfolgte parallel zur instrumentellen
Ganganalyse. Die Auswertung erfolgte vergleichbar mit den Unter-
suchungen von Andrysek et al. und Bernhardt et al. ([5], [9], [4]).
Abb. 2.23: SCO-
Messorthese Hochmann
(2012) aus [42]
27
Grundlagen
Hochmann et al. fanden folgende grundlegende Abhängigkeiten ([42]):
• Die KAFO-Orthesengelenkmomente weisen nur geringe Abhängigkeiten zum Patientenge-
wicht oder dem Mobilitätsgrad auf. Fehlstellungen, Rest-Muskelaktivitäten und die KAFO
Gestaltung beeinflussen wesentlich stärker die Orthesenmomente.
• Weitere Einflüsse stellen die Patientenerfahrung mit dem Umgang von KAFOs dar. Ermü-
dungseffekte und das Vertrauen des Patienten in die Orthesenversorgung zeigen ebenfalls
Unterschiede in den Momenten.
• Die Sagittalmomente in SCOs sind geringer als bei gesperrten KAFOs.
• Die höchsten Orthesenmomente treten im Knöchel- und Kniegelenk beim Aufwärtsgehen an
Rampen auf.
• Die am Orthesenknöchelgelenk wirkenden Sagittalmomente sind generell höher als am Or-
thesenkniegelenk, insbesondere mit Dorsalanschlag (DA).
• Die Vertikalkräfte in der Orthese sind mit 8 bis 20 % des Körpergewichts eher gering.
• Frontalmomente werden insbesondere durch Varus-/ Valgus-Fehlstellungen oder Instabilitäten
hervorgerufen.
• Transversalmomente treten bei Rotationsinstabilität am Knie auf.
Relevanz
Grundlegend setzten Hochmann et al. die vorangegangen Forschungsaktivitäten konsequent fort.
Sie ergänzten stichprobenartig die wissenschaftlichen Erkenntnisse für die Gelenkbelastungen ge-
sperrter KAFOs. Darüber hinaus konnte durch den Einsatz von instrumentierten Adaptern die
Belastungssituation in der Sagittalebene am freischwingenden Kniegelenk und am Knöchelgelenk
von SCOs ermittelt werden.
Ihre Methodik erforderte:
• individuelle Messorthesen,
• einen hohen messtechnischen Aufwand, welcher Fehler- und Ausfallwahrscheinlichkeiten des
Messsystems erhöht,
• ein Kalibrierverfahren für die instrumentierten Adapter, welches nicht spezifiziert wurde (bei-
spielsweise Art der Einspannung, Wiederholbarkeit usw.).
Die messtechnische Erfassung von Orthesenknie- und Knöchelmomenten beschränkte sich für die
SCO-Kondition lediglich auf die Sagittalmomente.
Andrysek et al. ([4]) publizierten im Jahr 2014 in einer Studie Untersuchungen zu Orthesen-
belastungen von Patienten mit Poliomyelitis und Post-Polio-Syndrom mit Quadrizepsschwäche in
natürlicher Umgebung (außerhalb des Labors) auf verschiedenen unebenen Untergründen. Ziel der
Untersuchungen war es, Einblicke in die Kinetik von Orthesen unter realen Bedingungen zu er-
langen. Die Autoren stellten die These auf, dass unregelmäßige Oberflächen höhere Kniemomente
erzeugen würden. Der Grund läge in der notwendigen Stabilisierung, dabei stützten sich die Auto-
ren auf diverse Studien. Des Weiteren nahmen sie an, dass die Orthesenmomente ebenfalls mit der
Ganggeschwindigkeit zunehmen würden ([4, S.105]). Die Probanden legten dabei geradlinige Ver-
suchsstrecken zwischen 6 und 22 Metern auf verschiedenen Untergründen (Mulch, Kiesel, Rasenflä-
che, grobes Kopfsteinpflaster und im Sandkasten) zurück. Als Referenzbelastung diente ein ebener
Betonuntergrund. Es wurde eine Einfachmessung je Untergrund in normaler (self-selected) und
28
Grundlagen
schneller Ganggeschwindigkeit durchgeführt. Die Methodik bezüglich der Ortheseninstrumentie-
rung und Datenaufnahme war identisch mit der in den Publikationen von Andrysek et al. (2008; [5])
und Bernhardt et al. (2011; [10]). Die Untersuchungen wurden an vier Probanden durchgeführt, wo-
bei die Messungen, aufgrund eines technischen Defekts, nur von drei auswertbar waren. Die drei
Probanden hatten auf der beeinträchtigten Seite die Muskelstati 3 ,1 ,1 auf der Oxford Skala. Eine
KAFO hatte ein Knöchelgelenk, die anderen beiden KAFOs hatten ein starres Fußteil ohne Gelenk
verbaut.
Andrysek et al. fanden folgende Abhängigkeiten heraus ([4]):
• Die KAFO-Knie Flexionsmomente sind vom Untergrund ab-
hängig, auf dem sich der Patient bewegt.
• Die Frontal- und Sagittalmomente (Mx,M
y) und die Scher-
kräfte in AP-Richtung (Fx) sind auf unebenen Untergründen
signifikant höher als auf ebenen Untergründen. Das Trans-
versalmoment (Mz) nimmt auf unebenen Untergründen si-
gnifikant ab. Die probandenspezifischen Unterschiede liegen
im Bereich von 10 bis 24 %, wobei die Variabilität zwischen
den Probanden mit über 50 % deutlich höher liegen.
• Im Mittel liegt die Orthesenbelastung auf unebenen im Ver-
gleich zu ebenen Untergründen bei normaler Ganggeschwin-
digkeit 10 % höher.
Abb. 2.24: Messorthese An-
drysek (2014) aus [4, S.106]
Die Autoren stellten heraus, dass sich die Ergebnisse auf Grund der geringen Probandenanzahl und
der Einfachmessung keinesfalls verallgemeinern ließen. Der Versuchsablauf wurde nicht randomi-
siert, sodass Ermüdungseffekte insbesondere bei Poliomyelitis-Patienten die Messungen beeinflusst
haben könnten. Das Ziel war es neben der Ganggeschwindigkeit auch noch weitere Gangparameter,
wie z. B. Gelenkwinkelverläufe und Massenschwerpunkte zu berücksichtigen. Aufgrund der Limitie-
rung des am Knie lateral verbauten Mehrkomponentensensors konnten Andrysek et al. lediglich die
Annahme treffen, dass es durch unebene Untergründe teilweise zu einer Umverteilung der Lasten
zwischen Bein des Patienten und KAFO (medialer und lateraler Schiene) kam. Messtechnisch be-
weisen konnten sie es nicht. Durch einen medialen Einbau eines Mehrkomponentensensors könnten
weitere Kinetikinformationen für eine mögliche Modellierung erlangt werden.
Relevanz
Andrysek et al. erweiterten den Forschungsstand um exemplarische Untersuchungen zu unebenen
Untergründen, wie sie unter realen Bedingungen vorkommen könnten.
Nach wie vor mussten sie die technischen Limitierungen des kommerziellen Mehrkomponentensen-
sors mit den bereits mehrfach diskutierten Nachteilen hinnehmen (vgl. Messorthese Abb.2.24). Für
die angestrebten Untersuchungen im Rahmen dieser Arbeit besitzt dieser technologische Ansatz
jedoch keine Relevanz.
29
Grundlagen
Sabbagh et al. (2017; [77]) haben in ihrem Beitrag zur „Belastbarkeit von Beinorthesen“ sehr
ausführlich mögliche Einflussparameter, die die Orthesenbelastung bestimmen beschrieben. Diese
Parameter ordneten sie entweder der Orthese oder dem Patienten zu. Sie abstrahierten die me-
chanischen Einflussgrößen der Orthesenbelastung auf die eingeleitete Kraft, den Hebelarm und die
Anzahl der Lastzyklen. Die Autoren erläuterten anhand des GRFV und den Hebelverhältnissen
Abb. 2.25: Ursprung von Orthesenmomenten
aus [77]
an einer KAFO die Entstehung von externen
Knöchel- und Kniedrehmomenten. Die GRF
F
und der wirksame Hebel
l1 bezüglich des Knie-
und
l2 bezüglich des Knöchelgelenks erzeugen
die externen Gelenkmomente
MB1und
MB2
(vgl. Abb.2.25). Die Autoren wiesen darauf hin,
dass in der Orthese bei dynamischen Belastun-
gen (Bsp. Gehen) in allen drei Ebenen Gelenk-
momente auftreten, die zusätzlich durch Fehl-
stellungen (z. B. Varus/ Valgus in der Frontal-
ebene) beeinflusst werden. Dabei differenzier-
ten sie zwischen der „Belastung“12 und der
„Beanspruchung“13 einer Orthese. Da Orthesen
dynamisch belastet würden, sei für die Dauer-
festigkeit die Zyklenzahl relevant.
Gemäß den Autoren basiert die Konfiguration einer Orthese auf einer ausführlichen Patienten-
anamnese. Für die Versorgungsplanung werde eine Vielzahl an Parametern berücksichtigt, um die
individuelle Belastungssituation abschätzen zu können (vgl. Tab.2.4; [77]):
Tab. 2.4: Einflussparameter auf die Orthesenbelastung
Patientenspezifisch Orthesenspezifisch
• Patientendaten: Körpergewicht, -größe
und Schuhgröße.
• Indikation: Individueller Lähmungszu-
stand.
• Aktivitätsgrad: Vier Klassen vom Innen-
bereichsgeher bis Außenbereichsgeher mit
hohen Ansprüchen, Nutzungshäufigkeit
und -intensität.
• Anatomie: Stellung von Hüft-, Knie-
und Sprunggelenk (Deformitäten (Varus,
Valgus, Hyperextension), Beinlängendif-
ferenzen, Kontrakturen und Fußdeformi-
täten), Gangbild.
• Muskelstatus: Muskelfunktionen der
sechs großen Muskelgruppen nach Janda
(0 (komplette Lähmung) bis 5 (normale
Kraftentfaltung)).
• Fußteil: Länge und Steifigkeit des Vor-
fußhebels.
• Konfiguration des Dorsalanschlags:
Eingestellter Winkel, statisch oder dy-
namisch (federnd/ energiespeichernd)
ausgelegt.
• Orthesentyp: AFO oder KAFO mit in-
dividueller Schale (ventrale oder dorsa-
le Führung), Material (weich bis steif)
• Gelenke: Gelenkseite, -material,
-form, -systembreite, -funktion
(Knie: gesperrt, SCO oder frei
(mit/ ohne Rückverlagerung); Knöchel:
statisch/ dynamisch, mit/ ohne Fußhe-
berfunktion); Anbindung der Gelenke
an die Orthese: Verklebt, verschraubt
oder einlaminiert.
12Belastung - (1) Statisch: Lastverteilung (Punkt-, Strecken- und Flächenlast); (2) Dynamisch: Zeitlicher Verlauf
(statisch-ruhend und dynamisch-harmonisch, dynamisch-schwellend, dynamisch-wechselnd)
13Beanspruchung - Lastfall: Zug, Druck, Biegung, Scherung und Torsion
30
Grundlagen
Die Autoren beschrieben einen proportionalen Zusammenhang zwischen Funktionalität, der direk-
ten Wirkung der Orthese, und ihrer Steifigkeit. Je steifer die Gestaltung einer Orthese, desto höher
sei die Korrekturwirkung und dementsprechend auch die Konzentration der Belastung auf die Ge-
lenke der Orthese. Während sich bei weichen Orthesen die Kräfte und Momente auf die Schienen
und Gelenke verteilten, konzentrierten sich die Momente bei steifen Orthesen (wie beispielsweise
aus Carbon und Epoxidharz in Faserverbundtechnik, ggf. mit Eingusstechnik der Gelenke) auf die
Gelenke. Die Autoren übernahmen aus einer Publikation von Lee et al. ([60]) maximale Drehmo-
mente für die Stand- und Schwungphase beim ebenen Gehen (vgl. Anhang Kap.A.2 Tab.A.4) und
machen daran exemplarisch die Belastung einer KAFO fest. Die Autoren schlussfolgerten, dass die
Herstellung belastbarer Orthesen nur mit Kenntnis der auftretenden Bbelastungen möglich seien.
Relevanz:
Die Autoren identifizierten ein breites Spektrum bereits bekannter orthesen- und patientenspe-
zifischer Einflussfaktoren. Zwar differenzierten die Autoren zwischen internen Momenten, hervor-
gerufen durch aktive Muskelkontraktionen, und externen Momenten, sie gingen aber nicht weiter
auf die resultierenden Momente ein. Diese Momente könnten sich gleich- oder entgegengerichtet
überlagern. Welche Konsequenzen das für die Belastung einer Orthese haben könnte, blieb von
den Autoren unberücksichtigt. Sie betrachteten lediglich externe Momente und diskutierten auch
nicht, inwiefern die Annahme eines linearen Momentenverlaufs entlang der gesamten Ganzbeinor-
these zulässig sei. Die Autoren zitierten auf das Körpergewicht normierte Maximalmomente für die
Sagittal- und Frontalebene, die in einer Studie von Lee et al. (2008; [60]) publiziert wurden. Diese
Belastungsdaten wurden an 19 physiologischen Probanden ohne bekannte Gangbildabweichungen
für die Kondition ebenes Gehen auf einem instrumentierten Laufband im Ganglabor erhoben. Die
von Sabbagh et al. zitierten Werte gelten ausschließlich für physiologische Probanden ohne Or-
these. Diese Belastungsdaten können nicht auf pathologische Patienten mit gesperrten Orthesen
übertragen werden, weil:
• sich die Gelenkwinkelverläufe und -beschleunigungen ändern,
• Orthesen durch ihre Stützwirkung (direkte Wirkung der Orthese) und der Änderung der
Biomechanik (indirekte Wirkung) ihre Wirkung entfalten,
• der Anteil interner Momente und deren Richtungen nicht bekannt sind,
• weder die Krafteinleitungspunkte/ -bereiche der Orthesenschale genau bekannt sind, noch der
Momentenverlauf,
• die auf die Orthesengelenke wirkenden Momente höher liegen können als die externen Ge-
lenkmomente ([5]),
• aufgrund von Achsverschiebungen von Orthesengelenk und anatomischen Gelenk das exter-
ne Moment bezüglich der Orthesengelenkachse nicht dem externen Moment bezüglich der
anatomischen Achse entspricht ([5]).
Uni- und bilaterale Orthesenbauweisen und Orthesenmomente in der Transversalebene (Lastfall
Torsion) wurden von den Autoren nicht angesprochen. Insbesondere die Erfassung von Torsionsmo-
menten ist für unilaterale Orthesenkonfigurationen aufgrund der Anbringung und Krafteinleitung
außerhalb der Beinachse relevant.
Die an physiologischen Probanden ermittelten externen Gelenkmomente sind nicht auf patholo-
gische Patienten mit Orthesenversorgungen übertragbar. Weder besitzen die zitierten externen
Momente für dieses kollektiv Gültigkeit, noch sind die externen Momente repräsentativ für die
Orthesenbelastungen.
31
Grundlagen
Es ist bereits bekannt, dass Orthesenbelastungen für die Kondition Gehen in der Ebene keine Ex-
trembelastungen darstellen, sondern diese für Rampen, Treppen, unebene Untergründe oder bei
Fehltritten deutlich höher liegen ([80], [5], [4]).
Die Autoren nannten keine objektiven Orthesen-Design-Kriterien anhand von Belastungsdaten,
sondern sprachen lediglich von einer „professionellen und sorgfältigen Konfiguration“ der Orthese
([77, S.23]). Konkrete Orthesen-Design-Kriterien basierend auf Belastungsdaten folgten nicht. Sie
gingen dabei nicht auf die Möglichkeit einer messtechnischen Erfassung der Orthesenbelastungen
ein, die es ermöglichen würde den von den Autoren angesprochen Einfluss aktiver Muskelkontrak-
tionen zu berücksichtigen. Ein valides Modell zur Orthesenkonfiguration ist nicht erkennbar.
Fazit
Grundlegend stimmen alle Autoren überein, dass es an objektiven Design-Kriterien für Orthesen
der unteren Extremität basierend auf Belastungsmessungen mangelt. Es konnte bereits ein breites
Spektrum an Parametern identifiziert werden, die die Orthesenbelastung beeinflussen. Dabei hat
sich gezeigt, dass hohe Variabilitäten der Belastungen auftreten können, die nicht einzig auf das Pa-
tientengewicht, den Aktivitätsgrad oder die anthropometrischen Verhältnisse zurückzuführen sind.
Dennoch ist es bisher bei exemplarischen Messungen, mit Ausnahme rein ganganalytischer Unter-
suchungen an Patienten unter Laborbedingungen, geblieben. Die quantitativen Zusammenhänge
zwischen Orthesenbelastung und Einflussparameter sind nach wie vor unklar oder nur exempla-
risch untersucht und nicht wissenschaftlich belegt. Bis dato ist die Grundlage der orthetischen
Versorgung die persönliche Expertise des OTMs sowie Erfahrungswerte aus der Prothetik und
Ganganalyse ([9]). Aus Sicherheitsgründen werden die Komponenten und die Gestaltung der Or-
these überdimensioniert ausgelegt. Dies wirkt sich negativ auf die Funktionalität der Orthese und
die Akzeptanz des Orthesenträgers aus ([7, S.432], [9, S.106]).
Alle Studien bezüglich der Belastungsmessung an Orthesen erfordern individuelle Messorthesen mit
Ausnahme von rein ganganalytischen Untersuchungen. Sowohl der Einsatz von Messorthesen, als
auch die instrumentelle Ganganalyse bringen durch ihren Einsatz wie benannt eine Reihe weiterer
Ungenauigkeiten und Einflussfaktoren mit sich. Die externen Gelenkmomente, über inverse Dy-
namik berechnet, unterliegen einer Reihe von Einflussfaktoren und lassen fast keine Rückschlüsse
auf die eigentliche Orthesenbelastungen zu, da diese Momente nur für das Gesamtsystem Mensch-
Orthese gültig sind. Die Modellparameterfestlegungen (Achsenbezug, Markerpositionierungen), der
axiale Versatz der Orthesengelenkachse zur anatomischen sowie Relativbewegungen dieser während
des Gehens, sind Gründe für Abweichungen bei der Berechnung externer Gelenkmomente. Unab-
hängig der externen Momente beeinflussen der muskuläre Status des Patienten, Fehlstellungen und
individuelle Nutzungsgrade die Orthesebelastung ([5, S.1379], [9, S.111]).
Messorthesen sind mit einem hohen Aufwand und Kosten verbunden. Die Gestaltungsparameter
der Orthese (Passform, Material, Lage der Drehpunkte, Achsen, Konstruktion der AFO/ KAFO
als uni-/ bilateral oder Mischform single-upright) beeinflussen die Orthesenbelastungen. Der Ein-
griff in die Patientenversorgung durch eine „neue“ Orthese, deren Konfiguration und die notwen-
dige Eingewöhnungszeit stellen weitere Hindernisse für Reihenuntersuchungen dar. Kommerzielle
Standard-Sensorik eignet sich bedingt durch deren Größe14 nur für Teilinstrumentierungen late-
ral und aufgrund der Größe nicht als Knöchelgelenk (vgl. [5], [9], [4]). Untersuchungen an medialen
SCO-/ SSCO-Mitläufergelenken waren deshalb bisher nicht möglich. Die Gewichtserhöhung der
Orthese um bis zu 70 % durch einen Sensor15 wirken sich negativ auf die Funktionalität und die
14“...interfere with the contralateral limb during gait.“ ([5, S.1379])
15“...added 70 % more weight to the base KAFO.“ ([9, S.111])
32
Grundlagen
Patientenakzeptanz aus. Die Anbringungen mehrerer Sensoren an einer Orthese ist nahezu unmög-
lich und kann negative Auswirkungen auf die Validität der damit durchgeführten Messungen und
Bewegungsmuster haben. Individuelle Messorthesen (tiefgezogen aus Polypropylen/ thermoplastic
cuffs, vgl. [5], [9]) sind in der Regel zu weich, wodurch sich weitere Versuchseinflüsse wie Reibung,
Verdrillung, Hysteresen und Achsabweichungen ausprägen können.
Außer der exemplarischen Anwendungsbeobachtungen an SCOs von Hochmann et al. sind bis dato
hinsichtlich Orthesenbelastungsmessungen an SCOs und SSCOs, die sich nicht allein auf die instru-
mentelle Ganganalyse beschränken, keine Messergebnisse publiziert worden. Die von Hochmann
und Schmalz publizierten Orthesenbelastungen beschränken sich auf Grund von messtechnischen
Limitierungen auf die Sagittalmomente an Orthesenknie- und Knöchelgelenken.
Alle wissenschaftlichen Ansätze für die Durchführung von Messungen mittels instrumentierter Or-
thesen an Patienten durchzuführen, haben gemeinsam, dass diese bis dato aus messtechnischen
und wirtschaftlichen Gründen nicht an großen Patientenkollektiven (> 10) realisiert worden sind.
Auch konnten Messungen außerhalb der Laborumgebung bisher, aufgrund von technologischen
Einschränkungen, nur einmal exemplarisch durchgeführt werden (Andrysek et al. 2014; [4]). Dabei
wurde festgestellt, dass insbesondere realitätsnahe Bodenbeschaffenheiten zu höheren Orthesenbe-
lastungen führen.
Der Grundgedanke, Orthesen-Systemgelenke zu instrumentieren und als modulare Messgelenke in
Originalorthesen einzusetzen, erweist sich aus folgenden Gründen als sinnvoll:
• Der Messorthesenbau ist von vielen schwer kontrollierbaren Einflussfaktoren gekennzeichnet.
• Der technologische Aufwand einer individuellen Instrumentierung von Orthesen oder des
Messorthesenbaus für den Einbau eines Mehrkomponentensensors mit zusätzlichen Achs-
abweichungen ist enorm. Instrumentierte Orthesen erfordern eine individuelle Kalibrierung,
während bei der Auswertung der Momente eines Mehrkomponentensensors mögliche Adap-
ter/ Umlenkhebel berücksichtigt werden müssen. Grundsätzlich gilt: Je höher der Aufwand,
desto größer ist ein möglicher Einfluss zufälliger und grober Fehler.
• Durch den „einfachen“ Austausch der Original-Orthesengelenke gegen die Messgelenke ist ein
größeres Patientenkollektiv erreichbar. Erst die massenhafte Datenerhebung an unterschied-
lichsten Patienten kann zu validen Modellierungen führen, wie von Kaufman et al. ([53])
vorgeschlagen.
• Die Messungen werden durch den Einsatz kompatibler Messgelenke verhältnismäßig günstig
realisierbar.
• Die Orthesenbelastungen werden direkt am Gelenk messtechnisch erfasst und spiegeln damit
die reale Belastungssituation der Orthesengelenke wider. Die Druckkräfte in den Orthesen-
schienen sind wenig relevant, da diese teilweise aufgrund der anatomischen Schienenformen
als Biegemomente mitgemessen werden. Orthesengelenke werden generell primär auf Biegung
beansprucht.
• Die Messungen machen die patientenspezifische Belastungssituation der Originalorthese quan-
tifizierbar. In Abhängigkeit von der Belastung lassen sich beispielsweise geeignete Orthesen-
komponenten wählen und der Orthesenaufbau lastgerecht optimieren. Die Patienten lassen
sich auch anhand der Belastungen charakterisieren, da die Messungen Rückschlüsse auf sie
zulassen.
Daraus ergibt sich die Aufgabenstellung dieser Arbeit.
33
Grundlagen
2.5 Methodische Entwicklung, Validierung und Bauteilfestigkeit
Die Aufgaben des täglichen Lebens lassen sich häufig intuitiv lösen, während höhere Komplexi-
tätsgrade eines Problems ein systematisches Vorgehen erfordern ([41, S.10]). Dabei lassen sich die
Denkprozesse des Menschen grundsätzlich zwei Kategorien zuordnen ([68, S.17]):
Normalbetrieb (intuitiv, unbewusst, schnell) und Rationalbetrieb (methodisch, bewusst, langsam).
Problemsituationen sollten grundsätzlich im Rationalbetrieb gelöst werden. Für beide Denkprozes-
se gilt: So abstrakt wie nötig und so konkret wie möglich ([68, S.18]).
Die Systemtechnik ist eine Wissenschaft, die Methoden und Hilfsmittel zur Analyse und Planung
(Synthese) u. a. technischer Systeme bereitstellt [68, S.21/22]. In Richtlinien, Normen und Fachli-
teratur zum methodischen Konstruieren sind eine Reihe verschiedener Vorgehensmodelle für den
Bereich der Produktentwicklung beschrieben und haben sich etabliert ([73], [71], [61], [68], [92], [91]).
Prinzipiell lassen sich für jeden Detaillierungsgrad passende Methoden und Vorgehensmodelle ent-
wickeln. Die Modelle haben sequentiellen Charakter und sind phasenorientiert. Der Ausgangs-
Abb. 2.26: Detaillierungsgrad des Entwick-
lungsprozesses aus [61, S.38]
Abb. 2.27: Übersicht prinzipieller Vorgehensmo-
delle aus [61, S.39]
punkt ist eine Planung anhand von Meilensteinen (Makrologik), die das Gesamtprojekt systema-
tisiert. Die zur Entwicklung notwendigen elementaren Denk- und Handlungsabläufe (Mikrologik)
finden als Teil operativer Arbeitsschritte in Arbeitsabschnitten der Entwicklungsphasen statt (vgl.
Abb.2.26; [61, S.38]). In der von Lindemann et al. entworfenen Grafik sind exemplarisch Vorgehens-
modelle und deren Beschreibung für den jeweiligen Detaillierungsgrad aufgeführt (vgl. Abb.2.27).
In den seltensten Fällen hat man es mit rein
mechanischen, sondern häufig mit mechatro-
nischen Systemen zu tun. Bei interdiszipli-
nären Systemen (vgl. Abb.2.28) ist eine Un-
terteilung in domänenspezifische Entwürfe und
den Gesamt-Systementwurf (domänenübergrei-
fendes Lösungskonzept) sinnvoll. Der Ausgangs-
punkt ist die informative Festlegung (konkre-
ter Entwicklungsauftrag/ Anforderungen). „Bei
fortschreitender Miniaturisierung ist der Schritt
zu einer Mikrosystemtechnik dann nicht mehr
weit oder bereits Teil der Lösung.“ ([71, 609]).
Abb. 2.28: Grundstruktur mechatronischer Sy-
steme [VDI 2206] aus [73, S.12]
34
Grundlagen
In Deutschland gilt für die Messtechnik grundlegend die aus vier Teilen bestehende DIN 1319
(Teil 1: Grundbegriffe (1/1995), [17]; Teil 2: Begriffe für Messmittel (10/2005), [18]; Teil 3: Auswer-
tung von Messungen einer einzelnen Messgröße; Messunsicherheit (5/1996), [19]; Teil 4: Auswertung
von Messungen; Messunsicherheit (2/1999), [20]).
Die Charakterisierung und Validierung von Messsystemen erfolgt individuell unter Einhaltung von
Wiederholbedingungen und erweiterten Vergleichsbedingungen.
Die Wiederholbedingung beschreibt die Wiederholung einzelner Messungen durch denselben Be-
obachter, dasselbe Messverfahren, dieselbe Messeinrichtung und denselben speziellen Einflussgrö-
ßen (Umwelteinflüsse). Die systematische Messabweichung bleibt erhalten, und damit streuen die
Messwerte nur zufällig um den unbekannten Erwartungswert. Es lassen sich so statistische Aussa-
gen zu zufälligen Messabweichungen treffen ([17, S.8]).
Die erweiterte Vergleichsbedingung wird anhand des festgelegten Messverfahrens am identischen
Objekt durch verschiedene Beobachter mit verschiedenen Messeinrichtungen an verschiedenen Or-
ten realisiert ([17, S.8/9]).
Weitere anwendbare Normen im Bereich der Mess-, Prüf- und Kalibriertechnik und deren Beschrei-
bungen sind ab Kapitel 3.3.1 detailliert aufgeführt.
2.6 Festigkeitshypothesen
Der Begriff der Belastung bezieht sich auf äußere Kräfte und Momente, während sich die Bean-
spruchung auf innere Kräfte und Momente und die daraus resultierenden Materialspannungen
Abb. 2.29: Grundprinzip der Festigkeits-
betrachtung aus [13, S.32]
bezieht ([97, S.44]). Im Allgemeinen wirken äußere
Kräfte und Momente beliebig auf einen gelagerten Kör-
per. Es ist von einem räumlichen oder dreiachsigen
Spannungszustand auszugehen ([6, S.39]). Wenn die
Bauteilbelastungen klein genug sind, wird der Kör-
per im linear elastischen Bereich verformt (lineare Ela-
stostatik). Physikalisch gesehen gibt es nur Normal-
und Schubspannungen. Die Grundbeanspruchungsarten
Zug/ Druck, Biegung und Torsion sowie Eigen- und
Wärmespannungen beschreiben die Art ihrer Entste-
hung. Für Festigkeitsbetrachtungen ist die Spannungsart und -richtung unabhängig von ihrer
Entstehung relevant. Senkrecht auf ein Flächenelement anliegende Kräfte wirken als Normalspan-
nungen, während die Tangentialkräfte als Schubspannungen in der Ebene wirken ([13, S.32], [56,
S.71], [43, S.23]). Festigkeitsuntersuchungen lassen sich nur mit Kenntnis der Werkstoffeigenschaf-
ten, der auf das Bauteil wirkenden Kräfte und Momente, deren zeitlichen Verläufe sowie der Form
und Abmessung des Volumenkörpers durchführen
(vgl. Abb.2.29). Es werden drei Belastungsfälle unter-
schieden (Abb.2.30; [56, S.72]):
• ruhend (F, M ≈konstant),
• schwellend
(F, M ändern sich; Richtung konstant),
• wechselnd
(F, M ändern sich; Richtung wechselnd). Abb. 2.30: Belastungsfälle aus [56, S.73]
35
Grundlagen
Reale Belastungsverhältnisse von Bauteilen, die Überlagerungen von Normal- und Schubspannun-
gen beliebiger Richtungen, lassen sich nur näherungsweise mittels Handrechnung bestimmen (vgl.
Anhang A.8 Tab.A.12). Die in der Festigkeitslehre übliche Nennspannung lässt Kerb- und Eigen-
spannungen unberücksichtigt ([56, S.74]).
Die Bauteilbeanspruchung durch Kräfte (Zug-, Druck-, Scherkräfte) und Momente (Biege- und
Torsionsmomente) setzt sich richtungsabhängig, vorzeichenbehaftet und je nach Belastungsfall ge-
wichtet zusammen. Die auf Grundlage der Gestaltänderungsenergie-Hypothese berechenbare Ver-
gleichsspannung (σv) beschreibt reale Belastungsfälle und macht diese mit denen aus einachsigen
Versuchen (Zugversuch) ermittelten Versagensgrenzen der Werkstoffe vergleichbar ([56, S.74-84]).
Festigkeitsnachweis
Grundlage für die Bestimmung der Bauteilsicherheit ist die Kenntnis des Werkstoffverhaltens. Die
statische Grenzfestigkeit lässt sich durch die Kurzzeitbeanspruchung im Zugversuch charakterisie-
ren ([67, S.42/43]). Schema-
tisch verhalten sich Stähle mit
ausgeprägter Fließgrenze wie
in Abb.2.31 a und Stähle ohne
ausgeprägte Fließgrenze wie in
Abb.2.31 b dargestellt. Weitere
Einflussfaktoren sind u. a. die
Beanspruchungsgeschwindigkeit,
die Temperatur, die Anisotropie
und die Beanspruchungsdauer,
die eine exaktere Werkstoffbe-
schreibung zulassen ([67, S.45]).
Abb. 2.31: Schematisch Spannungs-Dehnungs-Diagramme aus
[67, S.43]
Für den bestimmungsgemäßen Gebrauch eines Bauteils wird eine maximal zulässige Materialspan-
nung definiert (σvers). Je nach Einsatz des Bauteils dienen unterschiedliche Materialkennwerte
(Streckgrenze Re, Elastizitätsgrenze/ Proportionalitätsgrenze) als Bezugswert ([56, S.85]). Die tat-
sächlich auftretende Materialspannung (σ) bzw. die rechnerisch ermittelte Vergleichsspannung darf
die zulässige (Zug-/ Schub-) Spannung nicht übersteigen:
σ≤σzul;τ≤τzul
Die zulässige Materialspannung ergibt sich aus der für das Bauteilversagen (Versagensspannung
σvers) maßgebende Kenngröße abhängig vom Belastungsfall (Bsp. Streckgrenze, Dauerfestigkeit)
mit einem Sicherheitfaktor (S) dividiert:
σzul ≤σvers/S;τzul ≤τvers/S
Der Sicherheitsfaktor wird im Allgemeinen im Bereich von 1 bis 4 festgelegt ([56, S.86]).
Orthesengelenke unterliegen dreidimensionalen Lastfällen und werden durch Zug-/ Druckkräfte,
Wechselbiegemomente und auf Torsion beansprucht. Für reine Biegemomente dürfen geringfügig
höhere Festigkeitswerte und für reine Torsion müssen geringere Materialfestigkeitsgrenzwerte an-
genommen werden (vgl. Anhang Kap.A.3, Abb.A.5 und Abb.A.6). Die Vergleichsspannung lässt
die Rückführung eines mehrachsigen Spannungszustandes auf einen äquivalenten einachsigen Span-
nungszustand zu. Dementsprechend ist der Vergleich zu Werkstoffkennwerten, die unter dieser Vor-
aussetzung ermittelt werden, möglich.
Um Festigkeitsanalysen realitätsnah durchführen zu können, müssen kinetische (vektorielle Kräfte
36
Grundlagen
und Momente) und kinematische Größen (Beschleunigungen) bekannt sein. Dies sind grundlegen-
de Voraussetzungen für die Konzipierung, den Entwurf und die Dimensionierung der in Kap.3.2
beschriebenen Messtechnikentwicklung. Dehnungsbasierte Sensoren werden grundsätzlich nur im li-
nearen Bereich bis zur Proportionalitätsgrenze verwendet (σzul ≤Re;σzul ≤Rp0,2, vgl. Abb.2.31).
Mit Hilfe der Finite-Elemente-Methode (FEM) lassen sich Materialdehnungen, Materialspannungs-
verläufe, die Vergleichsspannung und Kerbspannungen analysieren. Diese Methode eignet sich ins-
besondere für komplexe Bauteilgeometrien.
2.7 Finite-Elemente-Methode
Das Vorgehen zur Anwendung der FEM ist prinzipiell immer gleich: Das reale Bauteil wird frei-
geschnitten und idealisiert. Irrelevante Formelemente werden bei der Bauteilidealisierung von der
Berechnung ausgenommen. Durch die Diskretisierung und die Einteilung in finite Elemente (FE)
des idealisierten Bauteils lässt sich ein geeignetes FE-Netz aufbauen. Wesentlich für realitäts-
nahe Ergebnisse sind die Elementwahl (die Form, die Freiheitsgrade und die Anzahl der Kno-
ten der finiten Elemente), die Netzdichte, die Materialzuweisung, die Randbedingungen (Ein-
spannung) sowie die eingeleiteten Lasten ([85, S.3-4]). Die Randbedingungen werden unterschie-
den in wesentliche Randbedingungen (Lagerungsbedingungen) und natürliche Randbedingungen
(Kraftrandbedingungen; [85, S.4]). Nachdem das Modell aufgebaut ist, kann es berechnet und ge-
gebenenfalls wiederholt mit angepassten Parametern analysiert werden (vgl. Abb.2.32; [1, S.106]).
Abb. 2.32: Prozess der FEM aus [2, S.88]
Grundsätzlich gibt es zwei Lösungsverfahren der FEM, das Verschiebungsgrößen- und das Kraftgrö-
ßenverfahren. Fast alle FEM-Programme arbeiten heutzutage nach dem Verschiebungsgrößenver-
fahren, es werden die Verschiebungen des Systems berechnet. Bei linearen Verformungsberechnun-
gen stehen die Gesamtsteifigkeit (K) mit Reaktionskräften (
F) und Verformungen (u) des Bauteils
in einem proportionalen Verhältnis (F=k·u, vgl. Abb.2.33; [2, S.116]).
Abb. 2.33: Prinzip der linearen FEM aus [2, S.88]
Der Solver löst das mathematische Problem, indem jedem finiten Element mit seinen Einspann-
bedingungen eine Element-Steifigkeitsmatrix (k) zugeordnet wird. Das Prinzip der linearen FEM
besteht darin, die Einzelsteifigkeiten der finiten Elemente zur Gesamtsteifigkeitsmatrix mit entspre-
chenden Algorithmen zusammenzusetzen, die vom Solver mit den Randbedingungen (Lagerungen
und Lasten) gelöst werden kann (vgl. Abb.2.34; [1, S.106], [2, S.88]). Aus den Verschiebungen bzw.
den Verformungswerten werden die Dehnungen an jedem Knoten (Änderung der Länge zur Aus-
gangslänge) berechnet. Bei der linearen FEM kommt immer das Hookesche Gesetz zur Anwendung
37
Grundlagen
(σ=E·), welches die Berechnung der Materialspannung ermöglicht ([1, S.107]).
Abb. 2.34: Prozess der FEM detailliert modifiziert nach [85, S.4]
Die Aussagesicherheit (Validität) einer Finite-Elemente-Analyse (FEA) wird durch nicht-korrekte
Annahmen der Randbedingungen, durch ein FE-Netz dessen Elemente die Reaktionen des Bauteils
nicht richtig wiedergeben können, durch zu stark vereinfachte Körpergeometrieverläufe oder ein zu
grobes Netz negativ beeinflusst.
Die modifizierten Orthesengelenke werden mittels linearer FEM statisch analysiert. Das Kennzei-
chen linearer Statik ist, das die Bauteile definiert eingespannt, Kräfte/ Momente eingeleitet und
daraus die Verformungen, Dehnungen und Materialspannungen in einem konstanten, zeitunab-
hängigen Zustand berechnet werden ([1, S.105]). Ursache und Wirkung sind immer proportional
zueinander. Ursachen sind z. B. die aufgebrachten Kräfte, und Wirkungen sind die berechneten
Verformungen und Spannungen ([1, S.105]).
Verwendete Berechnungsmethode
Die Berechnung der CAD-Modelle erfolgt mit der Software Siemens PLM NX 10.0 Adavanced FEM.
Alle Analysen erfolgen mit dem Solver NASTRAN (Nasa Structural Analysis System) („Linear-
statisch mit Kontaktflächen“ SOL 101). Die Berechnungen erfolgen nach der h-Methode mit linearen
Elementen. Eine Genauigkeitssteigerung des Ergebnisses lässt sich bei dieser Methode nur durch
eine zunehmende Netzverfeinerung, eine wachsende Anzahl an h-Elementen durch Verkleinerung
der Kantenlänge, erreichen.
Eine alternative Methode stellt die Berechnung mit p-Elementen dar. Bei der p-Methode wird
zuerst mit einer linearen Ansatzfunktion das Modell berechnet und dann der Polynomgrad der An-
satzfunktion erhöht, bis ein gewisses Konvergenzkriterium bei konstanter Netzdichte erfüllt wird.
Verformung und Spannung
Bauteile unter realen Einsatzbedingungen unterliegen im Normalfall einem mehrdimensionalen Be-
lastungsfall (vgl. Kap.2.6). Es treten Normal- und Schubspannungen gleichzeitig und in mehreren
Richtungen auf. In Abhängigkeit von den wesentlichen und natürlichen Randbedingungen werden
in Abhängigkeit der Freiheitsgrade der finiten Elemente die Bauteilverformungen und -spannungen
materialspezifisch berechnet und visualisiert.
38
Grundlagen
Die Vergleichsspannung (hier die von-Mises-Spannung) ist für Festigkeitsbetrachtungen essentiell.
Die Materialspannung an der Oberfläche und deren Richtung sind für Verformungsmessungen mit-
tels DMS entscheidend. Mit Hilfe von Verformungsmessungen bei definierten Vorgabelasten (Kali-
brierung) lassen sich FEM-Simulationsergebnisse überprüfen und validieren. Prinzipiell lassen sich
mit DMS instrumentierte und kalibrierte Verformungskörper als Sensor nutzen. Die Verwertbarkeit
der Messungen und eine Bewertung der Validität der Messergebnisse sind nur über eine aufwändige
Sensorcharakterisierung möglich (vgl. Kap.3.4).
Validierung und Verifikation
In der Regel entstehen Abweichungen zwischen der realen Bauteilverformung (z.B. gemessen mittels
DMS) und der Simulation (vgl. Abb.2.35). Grundsätzlich ist festzulegen, anhand welcher Parame-
ter die Abweichungen quantifiziert werden. Es müssen die Abweichungen sowie deren Ursachen
bestimmt werden. Es ist zu entscheiden, ob das Modell weiterhin tragbar, für den Anwendungsfall
ausreichend, anzupassen oder zu verwerfen ist.
Abb. 2.35: Modelladäquanz
Die Validierung beschreibt die Modelladäquanz:
• Ist das Modell richtig?
• Ist das Modell genau genug?
Die Verifizierung beschreibt die Adäquanz des Modellaufbaus/ der Modellimplementierung:
• Sind die Implementierungsschritte korrekt?
• Stimmen die Randbedingungen/ Parameter im Programm?
Eine erste Kontrolle erfolgt durch die automatische Fehleranalyse (Materialdaten, statische Unbe-
stimmtheit, Elementformen,...) des FE-Programms. Diese Kontrolle kann aber keine Modellideali-
sierungsfehler, Wahl der Elemente, Krafteinleitungs-, Lagerungsbediungungen und falsche Materi-
aldaten identifizieren.
Diese Fehler lassen sich nur durch folgende Maßnahmen erfassen:
• Plausibilitätskontrolle auf Basis von Erfahrungswerten,
• Überschlagsrechnung von Hand (grobe Richtwerte),
• Vergleich unterschiedlicher Modelle (einfach vs. komplex),
• Parallelanalyse unabhängig von der FEM,
• Messungen (z. B. mittels DMS).
Schlussfolgerung
Insbesondere das Verfahren der FEM eignet sich, um komplexe Volumenkörper in Verformungs-
grundkörper für Kraft- und Momentensensoren umzuwandeln. Für die anstehenden Sensorentwick-
lungen wird diese Methode eingesetzt, um Sensorik anforderungsgerecht zu dimensionieren und
mögliche Quersprecheinflüsse durch Asymmetrien zu reduzieren. Die Validität der Simulationen
wird durch abschließende Verformungsmessungen überprüft.
39
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3 Methodische Entwicklung - modulares
Messsystem
3.1 Vorbemerkungen
Der erste Teil dieses Kapitels erläutert eine Methodik wie Modifikationen oder Neukonstruktionen
von Orthesenkomponenten zu dimensionieren sind, um diese für den messtechnischen Einsatz mit
DMS zu instrumentieren. Diese Methodik wird auf Orthesen-Systemgelenke angewendet.
Der zweite Teil beschreibt die methodische anforderungsgerechte Entwicklung geeigneter Kalibrier-
verfahren für die zuvor entwickelten Messgelenke.
Im dritten Teil werden die Gelenke hinsichtlich ihres Verformungsverhaltens anhand von Kennlinien
charakterisiert mit dem Ziel der Validierung der im ersten Teil aufgestellten FE-Modellen. Nach
der Charakterisierung und Validierung der Simulationen anhand von Rohwerten, wird das Mess-
gelenk durch die Erweiterung mit Analog-Digital-Umsetzern (ADU) mit spezifischer Kalibrierung
zu einem integriertem Messsystem (iOG). Die spezifischen Kalibrierkennlinien der iOGs werden
validiert und die Messunsicherheiten bestimmt. Dieses Messsystem wird erst im folgenden vierten
Abschnitt als Teil eines Gesamtsystems detailliert beschrieben.
Der vierte Abschnitt behandelt das Gesamtmesssystem, welches aus den instrumentierten Messge-
lenken, einer Inertialsensorik, einer Videokamera und Lichtschranken besteht. Die Teilsysteme sind
Bestandteile eines lokalen Funk-Netzwerks, das die Kommunikation und Datenübertragung zwi-
schen den Teilnehmern gewährleistet. Die Lichtschranken werden zum Starten und Stoppen sowie
für die Synchronisation aller Teilsysteme mit der instrumentellen Ganganalyse eingesetzt.
Der fünfte Teil fasst die erfolgten Entwicklungsschritte des Gesamtmesssystems für biomechanische
Unterschuchungen am Patienten kurz zusammen, während im abschließenden sechsten Teil eine
kritische Auseinandersetzung mit der angewendeten Methodik, den möglichen Einflüssen auf die
Messungen und den Optimierungsmöglichkeiten des vorliegenden Messsystems erfolgt.
3.2 Methodik - Sensorentwicklung und -validierung
Abb. 3.1: Methodik - Sensordimensionierung und FE-Modell Validierung
Ausgangspunkt der Sensorentwicklung ist ein bestehender zu modifizierender Volumenkörper oder
41
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
eine Volumenkörperkonzeption eines neuen Sensorkonzepts (vgl. Abb.3.1). Die natürlichen und
wesentlichen Randbedingungen sowie die Werkstoffdaten müssen entweder bekannt sein, oder wie
generell bei Neukonstruktionen erforderlich, festgelegt werden. Die Verfahrensweise für den me-
thodischen Entwicklungsprozess erfordert den Aufbau eines abstrakten, aber der Realität ent-
sprechenden FE-Modells. Der Volumenkörper sollte in geeigneten Bereichen idealisiert sein, sollte
über ein geeignetes FE-Netz mit entsprechender Netzsteuerung und Elementen mit erforderlichen
Freiheitsgraden und Feinheit verfügen und sollte die Lagerungs- und Krafteinleitungsbedingungen
angemessen abbilden. Es ist das Ziel, den Sensor (respektive Verformungskörper) anforderungsge-
recht hinsichtlich Mechanik und Sensorik (Bauraum, Festigkeit, Verformung, Linearität, Signalhub,
Quersprechen, Signalrauschen) zu modifizieren oder zu konzipieren. Bei Modifikationen sollten die
Änderungen auf das notwendige Maß reduziert werden, um Einschränkungen der Bauteilsicherheit
möglichst gering zu halten. Die iterativen Bauteilmodifikationen basieren auf FEAs und Modell-
rechnungen der technischen Mechanik.
Die parallel ablaufenden mathematischen Ansätze bieten den Vorteil der gegenseitigen Plausibili-
tätskontrolle und bewirken eine Reduktion der Iterationsschleifen. Die im Kapitel 2.6 beschriebenen
Methoden des Festigkeitsnachweises von Bauteilen belegen, dass Handrechnung und Simulation sich
wechselseitig ergänzen müssen, um die realen Belastungsverhältnissen näherungsweise abbilden zu
können. Kernpunkt dieser Methodik ist das TOTE-Modell (vgl. Abb.2.27; [68, S.40]). Die Iterati-
onsschleifen werden mit abwechselnder FE-Simulation „Test“ und Bauteilmodifikation „Operate“
durchlaufen. Die Applikationsorte und Ausrichtung der DMS leiten sich aus der Simulation ab.
Den Anfang bildet eine „qualitative“ FEA an einem stark idealisierten abstrakten Modell. Die
erste Iteration dient der Bestimmung möglicher DMS-Applikationsorte und deren Ausrichtung an-
hand von Materialhauptspannungsverläufen. Hierbei ist es wichtig, wie auch bei der Simulation
weiterer Lastfälle, auf Quersprecheinflüsse zu achten. Das FE-Modell wird sukzessive verfeinert.
Es werden CAD-Bauteilmodifikationen für die Instrumentierung vorgenommen und deren Auswir-
kungen simuliert und quantifiziert. Die Kriterien sind Materialdehnungen/ -hauptspannungen, die
Vergleichsspannung, Kerbwirkung an Verrundungen und Bohrungen sowie die notwendige Größe
der potenziellen Applikationsorte und -richtung unter der Berücksichtigung möglicher DMS-Typen.
Mögliche Quersprecheinflüsse werden in dieser Phase ebenfalls berücksichtigt. Die zyklische Abfolge,
auch „Trial and Error“ genannt, wird beendet „Exit“, sobald die erforderliche Materialdehnung für
die DMS-Messungen oder die zulässige Materialspannung bei maximalem Vorgabemoment erreicht
ist ([68, S.18]). Die gezielte Anwendung der Methode reduziert die Anzahl der Schleifendurchläufe.
Sobald ein Optimum an Modifikationen bestimmt wurde, erfolgt die fertigungstechnische Umset-
zung durch die mechanische Bearbeitung des Verformungskörpers.
Die Messtechnologie und Applikationsorte sind für die Instrumentierung durch die Anwendung der
Methodik vorgegeben. Weitere Festlegungen sind zu treffen hinsichtlich:
• Der Wahl des DMS-Typs. Diese ist abhängig von der Art und Richtung der Verformung sowie
vom verfügbaren Platz und dem Werkstoff des Verformungskörpers.
DMS-Typ: Material (Dehnungsempfindlichkeit, Temperaturanpassung und Messgittergröße,
Widerstand, Querempfindlichkeit, maximale Brückenspeisespannung, Trägerfolie (Polyimid,
Phenolharz), Anzahl und Ausrichtung (Linear-, Doppel-, Rosetten-, Torsions-Scher-DMS).
• Der Schaltung (Viertel-, Halb-, Vollbrücke). Die DMS-Schaltung ist entscheidend für die Kom-
pensation möglicher Temperatur- oder Quersprecheinflüsse.
• Der Applikationstechnologie (Ein- und Zweikomponenten/ kalt- und heißhärtende Klebstoffe).
42
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Der Verformungskörper wird mit geeigneten DMS und Applikationsmitteln in der jeweiligen Haupt-
spannungsrichtung instrumentiert und verschaltet. Die Gelenke werden anschließend in speziellen
Vorrichtungen kalibriert. Die Kalibrierkennlinie stellt die auf der Ordinate abgetragene gemessene
Differenzspannung über dem auf der Abszisse abgetragenen Vorgabemoment dar. Der funktionelle
Zusammenhang von Differenzspannung und Vorgabewert charakterisiert den Sensor. Aus der Dif-
ferenzspannung wird die Materialdehnung und über den linearen Zusammenhang des Hookeschen
Gesetzes die Materialspannung berechnet. Die auf Messungen basierende lokale und richtungs-
spezifische Materialspannung lässt über den Vergleich mit den FEM-Simulationsergebnissen deren
Validierung zu.
Eine valide FEA ermöglicht:
• Die Bauteilfestigkeitsbewertung anhand der Vergleichsspannung (von-Mises-Spannung). Die
Bestimmung des eingeleiteten Moments, welches zum Bauteilversagen führen wird.
• Die Bestimmung der Materialverformung und -spannung an der Oberfläche sowie deren Rich-
tung.
• Die Bestimmung optimaler Applikationsorte und die Ausrichtung der DMS.
• Die Durchführung von Kerbwirkungsanalysen.
Valide Simulationen können als Grundlage für eine Risikoanalyse im Rahmen der Konformitätsbe-
wertung dienen, welche für die CE-Vergabe oder die erneute Erteilung nach einer Bauteilmodifi-
kation erforderlich ist. Für den messtechnischen Einsatz kann die abschließende Gelenkevaluation
mit Erfassung des Quersprechens Aufschluss darüber geben, inwiefern eine Quersprechkorrektur
erforderlich oder vernachlässigbar ist.
3.2.1 Sensorkonzeptionierungen und -dimensionierungen
Abb. 3.2:
17LK3=L16
Abb. 3.3:
17LA3=16
Als Basis für die Messgelenke dienen die modularen Systemgelenke
17LA3=*/17LK3=* der Firma Otto Bock HealthCare GmbH (vgl. Abb.3.2/3.3).
Die Wahl fiel auf diesen Gelenkttyp, da dieser modular in AFO/ KAFO-Orthesen
verbaut werden kann und eine passgenaue trennbare Anbindung der Orthesen-
schienen ohne Einlaminieren gestattet. Das Gelenksystem ist für vier Gewichts-
klassen in Schienenbreiten 12, 14, 16 und 20 mm erhältlich. Das Orthesenkniege-
lenk kann offen rückverlagert, gesperrt in uni- oder bilateraler Ausführung oder
auch als Mitläufergelenk einer SCO/ SSCO eingesetzt werden. Individualorthe-
sen mit diesem Gelenktyp lassen sich auf diese Weise verhältnismäßig einfach
durch den Austausch der Originalgelenke gegen instrumentierte Gelenke zur
Messorthese umrüsten.
Entscheidende Vorteile dieser Vorgehensweise sind:
• Ein großes potenzielles Patientenkollektiv für Messungen.
• Die Messungen erfolgen mit den patientenspezifischen Individualorthesen
in bestehender Konfiguration.
• Es besteht eine enorme Zeit- und Kostenersparnis, da eine Messorthesen-
fertigung (individuell für jeden Probanden) nicht erforderlich ist.
Die Orthesengelenke selbst stellen eine Baugruppe dar, sie bestehen aus mehre-
ren Komponenten (vgl. Abb.3.41).
1Beide Darstellungen zeigen bereits die modifizierten Gelenkkörper. Die Entwicklungsschritte bis zum modifizierten
Gelenk sind Bestandteil der Kapitel 3.2.2, 3.2.3 und 3.2.4.
43
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Der gesamte Aufbau des Orthesenknöchelge-
lenks (Abb.3.4 A - modifiziertes Gelenk) besteht
im Wesentlichen aus dem Gelenkkorpus (1),
dem Dorsalanschlag (2), einer Kugel (3), dem
Fußbügel (4) und dem Lager (5 Bolzen, 6 Mes-
singbuchsen (2x), 7 Polymer-Distanzscheiben
(2x) und einem passenden Gegenstück zum La-
gerbolzen mit Verschraubung).
Das Orthesenkniegelenk (Abb.3.4 B) besteht im
Wesentlichen aus dem proximalen Gelenkkör-
per (1), dem distalen Element (3), dem beide
Gelenkkörper verbindenden Lager (2), dem Ex-
tensionsanschlag (4) und dem Fallschloss (5).
Abb. 3.4: Explosionsansichten
(A) 17LA3=16, (B) 17LK3=L16
Die Gelenkgrundkörper (vgl. Abb.3.2/3.3) lassen eine Verformungsmessung mittels DMS prinzi-
piell zu. Da dieser Verformungskörper asymmetrisch und starr ist, werden Bauteilmodifikationen
erforderlich (vgl. Tab.3.1). Die Intrumentierungen erfolgen in der Sagittal-, Frontal- und Transver-
salebene und bilden somit die Belastungen in allen Ebenen (3D) ab. Die erforderlichen Modifikatio-
nen, die DMS-Applikationsorte, Wahl der DMS-Typen und Verschaltungen sind Teil der folgenden
Unterkapitel.
Definition der Anforderungen (Tab.3.1)
Die Messgelenke sollen die Orthesengelenksbe-
lastung in den drei Ebenen Sagittal-, Frontal-
und Transversalebene messtechnisch erfassen
und müssen nach deren Modifikation den ma-
ximal zulässigen Belastungen (Freigabelasten2)
standhalten. Die Gelenkmodifikationen erfol-
gen skaliert für die (vom Patientengewicht ab-
hängige Schienenbreite) Gelenkgrößen 12 mm,
16 mm und 20 mm. Der Literatur (Kap.2.4.2)
und den gelenkgrößenabhängigen Freigabemo-
menten (FGM) des Herstellers sind zu entneh-
men, dass die Hauptbelastungsrichtung das Mo-
ment in der Sagittalebene (AP) bei gesperr-
ten Orthesengelenk oder mit DA darstellt. Das
Frontalmoment (ML) ist stets geringer, und für
das Transversalmoment (Torsion) gibt es keine
verlässlichen Literaturangaben. Die metallischen
Gelenkkörper sind sehr massiv und werden bei
Tab. 3.1: Grundlegende Anforderungen an Ge-
lenkmodifikationen
Anforderung an Modifikationen F/W3
Auslegung auf statische Freigabela-
sten des Herstellers
F
3D-Momentenmessung (in Sagittal-,
Frontal- und Transversalebene)
F
Bauteilasymmetrie: Reduzierung des
durch Asymmetrie bedingten Quer-
sprechens
W
Optimale Verformungen der Grund-
körper in Bezug auf Signalhub und
Signal-Rausch-Verhältnis
F
„Einfacher“ Einbau in Originalorthese F
Keine Beeinträchtigung des Patienten F
Geringes zusätzliches Gewicht F
bestimmungsgemäßer Lasteinleitung nur wenig verformt. Die asymmetrische Gelenkkonstruktion
wird bei messtechnischen Anwendungen zum Quersprechen führen. Diese Eigenschaften und die
räumliche Beschränkung der Messtechnik am Orthesengelenk stellen die maßgeblichen Herausfor-
2Freigabelasten sind ebenenspezifische Prüflasten, denen die Orthesengelenke je nach Prüfung (statisch/ dynamisch)
standhalten müssen (vgl. Kap.2.3.4). Die maximal zu erwartenden Lasten werden mit einem Sicherheitsfaktor
belegt. Die statische Freigabeprüfung erfolgt nach dem Vier-Punkt-Biegeversuch nach ISO 22523 Anhang B.
3F/W: Festforderung/ Wunsch
44
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
derungen für die Verformungsmessung mittels DMS dar. Die Sensorgelenke müssen einfach in die
Orthese einzubauen sein. Sie dürfen in der Orthese weder störend wirken noch darf die Messtechnik
durch andere Orthesenkomponenten oder den Patienten beschädigt werden (vgl. Tab.3.1).
Die Orthesenknie- und Knöchelgelenke bestehen aus metallischen Grundkörpern mit asymmetri-
scher Geometrie, aber linearem Materialverhalten und mit der Besonderheit der Gleitlager für den
rotatorischen Freiheitsgrad in der Sagittalebene. Das proximale und distale Kniegelenkelement wer-
den durch ein Lager verbunden, genauso wie der Knöchelgelenkgrundkörper mit dem Fußbügel.
In einem ersten Schritt müssen mögliche DMS-Applikationsorte und Hauptspannungsrichtungen
für die Biege- und Torsionsmomentmessungen an Knie- und Knöchelgelenk ermittelt werden. Die
Verformungskörper werden stark vereinfacht (idealisiert). Es werden Bohrungen, Verrundungen und
nicht-lineare Elemente (Lager) entfernt oder als linearer Kontakt angenommen. Für die Gelenkvari-
anten werden „Übersichts-FEAs“ mit den maximalen FGMs bezüglich des Gelenkmittelpunkts als
Zwei-Punkt-Biegeversuch durchgeführt. Bei dieser ersten Analyse werden qualitativ Spannungsver-
läufe und mögliche DMS-Applikationsorte anhand eines stark vereinfachten Modells identifiziert.
Detaillierte Darstellungen und Verweise auf den Anhang erfolgen in den folgenden Kapiteln.
Nach dem ersten Schritt mit ggf. mehreren Iterationen der Modellanpassung (wesentliche/ natürli-
che Randbedingungen, Idealisierungen) folgen die CAD-Gelenkmodifikationen für den messtechni-
schen Einsatz mittels DMS. Das FE-Modell wird weiter optimiert und erste Modifikationen parallel
zu einfachen Handrechnungen vorgenommen. Hierbei werden bauteilversagenskritische Bereiche be-
züglich Materialfestigkeit und Kerbspannungen identifziert, welche Teil der Unterkapitel 3.2.2 und
3.2.4 sind. Am Kniegelenk betrifft dies in erster Linie die Modifikationen für die Sagittal- und
Frontalmomenterfassung. Beim Knöchelgelenk betrifft dies die Anpassungen zur Frontalmomenter-
fasssung und die Neukonstruktionen der Knöchelsensoren zur Erfassung des Dorsal-/ Plantarmo-
ments.
Für diese versagenskritischen Bereiche erfolgt die Validierung der FEMs in Kapitel 3.4.2.
Es muss sichergestellt werden, dass bei Belastung mit dem richtungsspezifischen FGM die Material-
spannungen (Vergleichsspannungen) des modifizierten Grundkörpers die zulässige Spannung (σzul)
nicht übersteigen. Für alle statischen Berechnungen wird auf das dynamische FGM ein Sicherheits-
faktor von S = 1,5 angewendet. Da die dynamischen FGMs bereits mit einem Sicherheitsfaktor von
1,5 belegt sind, wird effektiv ein höherer statischer Sicherheitsfaktor von Sstat =1,5x1,5=2,25
erreicht.
Die Validierung der auf Modellrechnung von Hand und FE-Simulation basierenden Bauteilmodifi-
kationen erfolgen anhand von Verformungsmessungen mittels DMS (Empfindlichkeit: k-Faktor vgl.
Anhang Kap.A.10 Tab.A.14). Aus den Bauteilverformungen werden die Materialspannungen über
das werkstoffspezifische E-Modul berechnet.
Herausforderung Asymmetrie - schiefe Biegung
Nur bei der lotrechten Belastung im Schubmittelpunkt (vgl. Abb.3.5 links) eines U-Profils (asym-
metrisches Profil) oder bei der Querverbindung von zwei U-Profilen ([ ] oder ] [ ) gilt die Formel
für die Biegespannungsberechnung (σB=MB/W , vgl. F.3.1). Erfolgt die Krafteinleitung nicht im
Schubmittelpunkt, treten zusätzliche Torsions- und Biegespannungen auf. Falls die Belastung im
Schubmittelpunkt nicht möglich ist, sollte die Belastung im Bereich des Stegs bzw. möglichst nah
am Steg des U-Profils erfolgen (Abb.3.5 rechts; [67, S.138], [67, Tabellen S.19]).
Die Schnittdarstellungen der Orthesengelenke (17LK3=*, 17LA3=*) entlang der Hauptebenen zei-
gen, dass lediglich das Knöchelgelenk eine Spiegelebene, die Frontalebene, besitzt. Alle anderen
Schnitte weisen Asymmetrien auf (vgl. Abb.3.6, Abb.3.7).
45
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Abb. 3.5: Krafteinleitung an asymmetrischen Profilen modifiziert nach [67, Tabellen S.19], [39,
S.133]
Mz,AP
Mz,ML
Mk,ML
Mz,Torsion
Abb. 3.6: 17LA3 - Ansicht drei Schnittebenen
Mk,AP
Mz,AP
Mk,ML
Mz,ML
Mz,Torsion
Abb. 3.7: 17LK3 (distales Element) - Ansicht
drei Schnittebenen
Die Querschnitte dienen der Veranschaulichung der Drehachsen bei Sagittal-, Frontal- und Transver-
salmomenteinleitung. In der Frontal- und Transversalebene besitzen Orthesengelenke generell keine
Rotationsfreiheitsgrade. Das Biege- oder Torsionsmoment (
Mz,AP ,
Mz,ML,
Mz,Torsion) beschreibt
immer das Moment um die wirksame Achse des Orthesengelenks. Die „wirksame Achse“ ist der
Rotationsfreiheitsgrad (Lager) in der Sagittalebene, welcher am Orthesenknöchelgelenk durch den
Dorsal-/Plantaranschlag limitiert wird (Abb.3.4 A Nr.2). Am Orthesenkniegelenk ist der Rotati-
onsfreiheitsgrad in der Sagittalebene durch einen Anschlagbolzen in Richtung anterior und durch
eine Fallschlossperre in Richtung posterior blockiert (Abb.3.4 B Nr. 4, Nr. 5). Durch die Blockierung
der Lager in der Sagittalebene und die Versteifung des Gelenkkörpers durch die Lager in der Fron-
talebene am Knöchel- und Kniegelenk, werden Kompromissdrehzentren (Mk) in die schwächsten
Bereiche des Gelenks gelegt. Wie bereits beschrieben werden Festigkeitsbetrachtungen und FEM-
Validierungen für die Bereiche
Mk,ML am Knöchelgelenk und
Mk,AP sowie
Mk,ML am Kniegelenk
durchgeführt (vgl. Abb.3.6 und Abb.3.7). Die Gelenkdimensionierung anhand der Flächenträg-
heitsmomentmodifikationen und der zulässigen Materialspannung an den Kompromissdrehpunkten
erfolgt in den folgenden Kapiteln (Kap.3.2.2, Kap.3.2.4).
46
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Allgemein berechnet sich die Biegespannung (σB) an der Bauteiloberfläche aus dem wirkenden
Biegemoment (MB) bezogen auf das Widerstandmoment (W). Das Widerstandsmoment wird be-
schrieben durch das Flächenträgheitsmoment (I) des Querschnitts um die jeweilige Biegeachse (am
Punkt Mzbzw. Mk) bezogen auf die äußere Randfaser (a):
σB=MB
Wx
=MB
Ix
·a(3.1)
Formel 3.1 Biegespannung aus [67, S.38], [56, S.79]
3.2.2 Knöchelgelenkmodifikationen und -instrumentierung
Grundlegend für die Gelenkmodifikationen sind die Anforderungen aus Tab.3.1. Anhand einer quali-
tativen FEM lassen sich geeignete DMS Positionen bestimmen (siehe FE-Modell Abb.A.7, Tab.A.6).
„Übersichts-FEM“
Abb. 3.8: Qualitative FEM 25 Nm Medialmoment Abb. 3.9: Qualitative FEM 15 Nm Torsion
Die Messung von Biegemomenten in der Frontalebene erfolgt mit einzelnen Linear-DMS. Die Ap-
plikationsorte für die Messung der Frontalmomente (
Mk,ML) werden proximal der Lagerachse, auf
Höhe des Schnitts über der Lagerbuchse (vgl. Abb.3.6 und Abb.3.10) und über dem ausgesparten
Bereich für den Fußbügel (vgl. Applikationsort und Schnittdarstellung Abb.3.8) festgelegt.
Eine grundsätzliche Herausforderung stellen die Orthesen-Fußschale an der Gelenkinnenseite und
der Schuh des Patienten an der Gelenkaußenseite dar, die die an der Oberfläche des Gelenks be-
findlichen Sensoren beschädigen könnten.
Die Messung der Torsion in der Transversalebene erfolgt mit ±45◦-Torsions-DMS. Die Applika-
tionsorte für die Messung von Transversalmomenten (
Mz,Torsion) werden medial im Bereich des
Lagers und lateral im Bereich der Lanzettenführung festgelegt (vgl. Abb.3.9). Die Ausrichtung der
DMS erfolgt quer zur Rotationsachse. Normalerweise würde für den konkreten Fall die Ausrichtung
der Torsions-DMS vertikal, also längs zur Rotationsachse, erfolgen. Dies ist aus Platzgründen (Ge-
windebohrungen4und Lager) nicht möglich. Die horizontale Instrumentierung wirkt sich in Form
eines geringeren Signalhubs und einer geringeren Kompensation von überlagerten Lastfällen aus
(vgl. Abb. 3.9 Spannungsverlauf ±45◦).
4Die Gewindebohrungen (vgl. Abb.3.11, 1) sind aufgrund der Bauteilidealisierung des FE-Modells entfernt worden.
47
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Abb. 3.10: Schnittdarstellung 17LA3
Modifikation Frontalebene
Die Materialspannungen sind für maximale Frontalmomen-
te im Bereich der DMS-Applikationsorte gering (< 100 MPa
gemessen und simuliert). Der Signalhub ist für messtech-
nische Anwendungen ausreichend. Um die DMS vor me-
chanischen Einflüssen des Schuhs sowie der Fußschale zu
schützen, werden seitlich Vertiefungen gefräst (Abb.3.10 B).
Die Dimensionierung dieser Vertiefungsfräsungen und die
Bauteilmodifikationen erfolgen im Bereich der Gelenklager-
buchse so gering wie möglich (maximale Sicherheit) mit den
Randbedingungen:
• Zulässige Materialspannung bei statischem FGM erreicht.
• Ausreichend Platz für die DMS-Applikation, Lötstützpunkte und Verschaltung.
• Skalierung der Vertiefungsfräsungen für 12 mm, 16 mm und 20 mm Gelenkvarianten. Die Ska-
lierung wird über die Änderung des um die Biegeachse wirksamen Flächenträgheitsmoments
eingestellt. Bei skalierter Dimensionierung der Originalgelenke bezüglich der Nennmomente
hat dies einen Nebeneffekt. Der Signalhub der Messgelenke ist dann variantenübergreifend
ähnlich.
Das Gelenk ist durch die Lagerachse, den Rotationsfreiheitsgrad in der Sagittalebene, in der Fron-
talebene blockiert. Da das Lager das Gelenk in der Frontalebene am Punkt Mz,ML versteift, wird
ein nach proximal verschobenes Kompromissdrehzentrum Mk,ML angenommen (vgl. Abb.3.6). Maß-
geblich für die Biegespannung bei konstantem (Freigabe-)Moment (MB) der Gelenke ist das Wi-
derstandsmoment (Wx), welches sich aus dem Flächenträgheitsmoment (Ix) und dem Abstand (a)
von der Biegeachse zur äußeren Randfaser ergibt (vgl. F.3.1). Da sich die Reduktion des Flächen-
trägheitsmoments durch eine Vertiefungsfräsung proportional zur dritten Potenz verhält, ist kei-
ne lineare Skalierung anzustreben. Im Hinblick auf die verhältnismäßig geringe Materialspannung
(< 100 N/mm2) außerhalb des Lagers auf dem Gelenkkorpus wird ein Widerstandsmomentverhält-
nis (WOrig/WMod) von maximal Faktor <2 angestrebt (vgl. Tab.3.2). Die Biegespannung steigt um
das Verhältnis aus originalem zu modifiziertem Widerstandsmoment (vgl. F.3.2):
σB,Mod
σB,Orig
=MB,max
WMod
·WOrig
MB,max
=WOrig
WMod
=Ix,Orig
Ix,Mod
·aMod
aOrig
(3.2)
Tab. 3.2: Gelenkmodifikationen - Frontalmomenterfassung 17LA3=*
Größe
a: Abstand Rand
zu neutraler Faser
Vertiefungs-
fräsung
Flächenträgheitsmoment
Ix
Verhältnis
WOrig/WMod
in mm in mm in mm4
12 original 5,00 0,75 1996 1,3
modifiziert 4,25 1336
16 original 6,25 1,00 5139 1,5
modifiziert 5,25 2974
20 original 7,50 1,25 9493 1,4
modifiziert 6,25 5728
48
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Die tabellierten, mittels Konstruktionssoftware bestimmten, Kennwerte wurden wie in der Metho-
dik vorgesehen auf Plausibilität mittels Überschlagsrechnung bestätigt. Die Anpassungen werden
wie in Tab.3.2 beschrieben festgelegt.
Die Applikation der DMS (vgl. Abb.3.11, 3) erfolgt mit geringfügigem lateralen Versatz von der
Lagerbuchse (5) und vertikal von Kante der Vertiefungsfräsung (4), um Inhomogenitäten durch
Spannungsgradienten und damit Nichtlinearitäten des Messsignals zu vermeiden.
Die Validierungen der durchgeführten FEAs am modifizierten und optimierten FE-Modell erfolgen
in Kap.3.4.2.
Modifikation Transversalebene
Bezüglich der Transversalebene werden keine nennenswerten Änderungen vorgenommen. Es wird
medial die vorhandene Vertiefungsfräsung für die Instrumentierung (Abb.3.11, 2) genutzt. Der
Gelenkkorpus wird zusätzlich am proximalen Ende im Bereich der Lanzettenpassung um eine Ver-
tiefungsfräsung (7) für die laterale DMS-Applikation (8) erweitert. Die simulierten Materialspan-
nungen für 15 Nm Transversalmoment sind im Bereich der Modifikationen gering (ca. 25 N/mm2).
Es sind für die Transversalebene keine FGMs definiert. Aufgrund der geringen Materialspannungen
werden keine weiteren Festigkeitsbetrachtungen durchgeführt. Die durchgeführten Modifikationen
und Applikationen sind auf den Abbildungen 3.4 A und 3.11 ersichtlich.
Die Verschaltung der DMS zur Wheatstone-Brücke erfolgt abschließend über Lackdrähte geführt
durch minimale Bohrungen (vgl. Abb.3.11, 6).
Abb. 3.11: Knöchelgelenkinstrumentierung - exemplarisch 17LA3=L16
Anm:
In AP-Richtung erfolgt keine Darstellung, da aufgrund der Lagerung der Rotationsfreiheitsgrad des
Gelenks freigegeben ist und nur durch den Dorsal- und Plantaranschlag (hier durch einen Druck-
Sensor) begrenzt wird. Die Konzipierung und Dimensionierung des Sensors erfolgt im folgenden
Kap.3.2.3.
49
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.2.3 Dorsal-/ Plantar-Knöchelsensor
Dieses Unterkapitel beschreibt die Neukonstruktion eines speziellen Sensors für den Einsatz in Or-
thesenknöchelgelenken. Ausgangspunkt der Eigenentwicklung ist die Anforderungserhebung, über
die Konzipierung, die Dimensionierung, die CAD/FEM-Iterationsstufen, die Herstellung, die Ober-
flächenhärtung bis zur Instrumentierung und Verschaltung. Der Sensor misst Druckspannungen
und dient der Erfassung des Sagittalmoments am Knöchel. Je nach Einbaulage (dorsal oder ven-
tral) wird das Gelenkmoment bezüglich der Orthesengelenksachse in Dorsal- oder Plantarrichtung
erfasst. Der Sensor muss in dem Gelenk fixierbar und je nach Gelenkgröße auf das entsprechende
FGM dimensioniert werden. Das Messprinzip basiert auf der Verformungsmessung der Sensorspitze
in Folge der Druckkraft bei der Begrenzung des Bewegungsumfanges des Patienten in der Sagittal-
ebene. Die Krafteinleitung erfolgt über den Hebel des Fußbügels in Verbindung mit einer Kugel,
welche die Kraft axial in die Sensorspitze einleitet (vgl.Abb.3.34, S.62). Der „Knöchelsensor“ wird
unter Anwendung der vorgestellten Methodik (Kap.3.2, Abb.3.1) hinsichtlich der Festigkeitsanfor-
derungen berechnet, geprüft und evaluiert.
Ausgangssituation
Die im Orthesen-Knöchelgelenk original verbauten Dorsal-/Plantaranschläge haben einen Durch-
messer von 8 mm (16er und 20er Variante) und 4 mm (12er Variante). Um das Sagittalmoment
messen zu können, wird der jeweilige Anschlagstift durch eine instrumentierte Variante ersetzt.
Tab. 3.3: Anforderungen an die Knöchel-
sensoren
Anforderung F/W
Messung der Druckkraft bei Dorsal-/
Plantarbegrenzung; Messung des Sagit-
talmoments
F
Auslegung auf die FGM F
Optimale Verformung in Bezug auf Si-
gnalhub und Signal-Rausch-Verhältnis
F
Dimensionierung des Sensorbereichs groß
genug für die DMS-Platzierungen (Um-
fangsrichtung und Länge)
F
Keine/ geringe plastische Deformation an
Kugel-Fläche Kontakt (Sensorspitze)
W
Härte der Sensorspitze geringer als Härte
der krafteinleitenden Kugel
F
Material: Hochfest und härtbar F
Sensor mit lösbarer elektr. Verbindung
zum Gelenk (Ein- und Ausschrauben)
F
Zuleitungen/ Verkabelung der DMS F
Keine Beschädigung der DMS und Verka-
belung beim Einschrauben
F
Gewindelänge auf max. Einschraubtiefe
des Originalanschlags dimensionieren
F
Konzipierung
Grundlage für die Konzipierung sind die in
Tab.3.3 aufgelisteten Anforderungen. Anders
als die Originalvarianten, welche aus Gewin-
deschraube und Anschlagstift bestehen, wird
der Sensor als ein Element aus Gewinde und
Verformungsbereich gestaltet. Die Kraftein-
leitung erfolgt über die Umlenkung des Fuß-
bügelhebels auf die Kugel, die die Druck-
kraft axial auf den Sensor überträgt. Der
Kontaktbereich von Kugel und Sensorspitze
wird als Kugel-Fläche Kontakt definiert. Die
Sensorspitze ist abgeflacht, sodass bei einem
möglichen geringem axialen Versatz geringe-
re Querkräfte auftreten als bei einer runden
Sensorspitze. Die Gewindelänge des Sensors
lässt die Konfiguration der Bewegungsum-
fänge des Gelenks unbeeinflusst. Die Instru-
mentierung des Sensors erfordert vier elektri-
sche Zuleitungen (möglichst geschirmt). Hier-
für wird eine Bohrung vom distalen Ende des
Sensors platziert, die seitlich an der Sensor-
spitze mündet (vgl. Abb.3.12). Um die pla-
stische Deformation der Sensorspitze zu be-
grenzen, wird der Sensor gehärtet (ausführli-
che Beschreibung im Anhang A.5.2).
50
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Abb. 3.12:
Schnittansicht
Knöchelsensor
Sensorspitze
Die Sensorspitze wird infolge der Krafteinleitung über den Fußbügel und die Kugel
auf Druck beansprucht. Die Auslegung erfolgt auf das statische FGM (Sicherheits-
faktor S = 1,5 zum dynamischen FGM) laut Prüfverfahrensfestlegung des Herstel-
lers. Die maximale Druckkraft wird nach Formel (F.3.7, S.62) berechnet (siehe
Tab.3.4).
Dimensionierung
Die Berechnung des Durchmessers der Sensorspitze erfolgt nach
σvers =σzul ·S=FDruck
A
(3.3)
entnommen aus [56, S.86]
mit A=π
4·d2
und σvers =Re= 900 MPa
(lt. Datenblatt Stahl 1.7225)
Die berechnete Druckkraft ist bereits mit dem Sicherheitsfaktor beaufschlagt, des-
halb erfolgt die Berechnung der Dimensionierung auf die Versagensspannung.
Der berechnete Durchmesser der Sensorspitze wird nach oben aufgerundet, dies erhöht den Si-
cherheitsfaktor (S >1,5). Bei der 12er Variante ist dies nicht möglich, da mindenstens 0,3 mm zur
Wandung aufgrund der Kontaktierung (Lötpunkte) und der Kabelführungen benötigt wird (vgl.
Durchmesserfestlegung Tab.3.4).
Hertzsche Pressung:
Die Berechnung der maximalen Pressung (pmax) und der Abplattung (a) der Sensorspitze erfolgt
nach Tab.A.13. Da die Streckgrenze am Kugel-Fläche Kontakt deutlich überschritten wird, tritt
eine plastische Deformation auf und aus diesem Grund gilt die Berechnungsformel für den Abplat-
tungsbereich strenggenommen nicht mehr ([56, S.76]). Der praktische Test zeigt jedoch, dass diese
Werte näherungsweise trotzdem für den gehärteten Sensor gelten (vgl. Anhang A.5.2 Abb.A.10
und Abb.A.11). Der Druckkreis dient als Krafteinleitungsbereich für die FEAs und wird empirisch
festgelegt (vgl. Tab.3.4).
Knickspannung (σk) und Schlankheitsgrad (λ):
Die Anordnung eingeschraubter Knöchelsensor in den Gelenkkorpus mit Krafteinleitung über ein
freies Ende mit Kugelkontakt entspricht dem ersten Eulerschen Knickfall (ein Ende fest einge-
spannt, das andere Ende frei beweglich; [56, S.77-80]). Als Kriterium wird die Knickspannung (σk)
berechnet, welche werkstoff- und geometrieabhängig ist.
σk=π2·E
λ2(3.4)
entnommen aus [56, S.77]
mit λ2=L2
k·A
I
mit I=π
64 ·d4(Äquatoriales Flächenträgheitsmoment)
mit Lk=2·L(Knicklänge, erster eulerscher Knickfall)
Tab. 3.4: Dimensionierung der Knöchelsensoren - Randparameter und Dimensionierung
Auslegung auf Maximallast Dimensionierung
Vorgabe Berechnung Festlegung (empirisch)
Größe
stat.
Moment
(S=1,5)
lhα
Kraft-
einleitung
über
Kugel
FDruck
min
Sensor-
spitze
Maximale
Pressung
(pmax)
aDruck-
kreis
(Radius/)
theor.
σkλ
Kraftein-
leitung
FEA
Sensor-
spitze
Länge (L)
Sensor-
spitze
in mm in Nm in mm in ◦in mm in kN in mm in MPa in mm in MPa - in mm in mm in mm
12 81,0 10,7
5
4 7,599 3,3 16978 0,46/0,92 985 25,9 0,92 3,4 11
16 148,5 14,0 8 10,648 3,9 16387 0,52/1,03 1790 19,2 1,32 5,0 12
20 192,0 14,5 8 13,292 4,3 20457 0,56/1,11 2165 17,5 1,40 5,5 12
Der Schlankheitsgrad (λ) liegt deutlich unter dem Grenzschlankheitsgrad (λ0= 100) für den vor-
liegenden Werkstoff. Die Sensorspitze besitzt demnach eine hohe Knicksicherheit, sodass diese
51
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
vor Eintritt der Knickung an der Spitze plastisch verformt wird. Knickgefährdete Querschnitte ha-
ben entsprechend einen hohen Schlankheitsgrad.
Abb. 3.13: Iterationen - Konstruktionsoptimierungen
des Knöchelsensors
Iterationen - Knöchelsensor
Der erste Schritt umfasst die Sensordi-
mensionierung anhand einfacher Modell-
berechnungen, um weitere Randparame-
ter (wie z. B. den Krafteinleitungsbereich)
für die Simulation und Konstruktionsma-
ße festzulegen. In der ersten Iterationsstu-
fe (vgl. Abb.3.135) zeigt sich ein mögliches
Problem mit der asymmetrischen Bohrung
für die DMS-Verschaltung. Die Bohrung
im Sensorbereich hat einen relativ großen
Durchmesser, da sie Platz für vier Kabel
bieten muss. In Folge dessen treten hohe
Druckspannungen in diesem Bereich auf
und der Sensor könnte seitlich knicken.
Darüber hinaus kann bei Lasteinleitung
über den Fußbügel die Druckkraft außer-
halb der Achse wirken, dies könnte die
Krümmung des Sensors begünstigen. Die zweite Entwicklungsstufe hat eine schmalere und symme-
trische Durchbohrung ( = 1,2 mm) im Sensorbereich. Es werden je zwei Kabel zu den Seiten zur
Brückenverschaltung ausgeführt. Dennoch treten materialfestigkeitsrelevante Druckspannungen im
Bereich der Bohrung auf. Es darf keine Materialentfernung im Bereich der „verschlankten“ Sensor-
spitze erfolgen. Die Krafteinleitung in die Sensorspitze erfolgt idealerweise axial über die Kugel.
Eine weitere Möglichkeit wäre eine elliptische Bohrung, um Kerbspannungen zu reduzieren, dies ist
aber fertigungstechnisch nicht umsetzbar. Um Kerbwirkungen am proximalen Ende des Druckbe-
reichs zu reduzieren, wird ein deutlich größerer Radius vom Gewinde zum Einschnürbereich gewählt
(vgl. Abb.3.13, 2).
Abb. 3.14: Freigabemoment -
12er Knöchelsensor
Abb. 3.15: Freigabemoment -
16er Knöchelsensor
Abb. 3.16: Freigabemoment -
20er Knöchelsensor
5Alle FEM-Grafiken zeigen den idealisierten Sensor. Das Gewinde wurde proximal abgetrennt, denn dieses ist für
die Simulation irrelevant und damit spart das idealisierte Bauteil Rechenzeit.
52
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Die dritte Iterationsstufe zeigt die finale Version. Die Bohrung wird aus der schlanken Spitze in den
breiteren Bereich des Sensors verlegt (vgl. Abb.3.13, 3). Als abschließender Iterationsschritt werden
die Sensorvarianten unter Maximallast, dem statischen FGM, simuliert (vgl. Tab.3.4, Abb.3.14,
Abb.3.15, Abb.3.16). Die Sensorspitze ist anforderungsgerecht dimensioniert. Die 12er Sensorva-
riante weist noch verhältnismäßig hohe Kerbspannungen (Vergleichsspannungen) im Bereich des
Übergangs zur Sensorspitze und der Bohrung auf. Durch Reduktion des Sicherheitsfaktors auf
S = 1 (54 Nm ˆ
≈5062 N) der Gewichtsklasse 35 kg erreichen die Kerbspannungen ein fast zulässiges
Niveau (vgl. Abb.3.17). Dieser Fall entspricht dem statischen FGM mit S = 1,7 der Gewichtsklasse
20 kg. Da der Sensor nur auf 45 Nm kalibriert wird und es unwahrscheinlich ist, dass der Sensor
bei Messungen wiederholt bis zum Messbereichsendwert belastet wird, wird die Dimensionierung
als nicht-kritisch angenommen. Bei der Fertigung des 12er Sensors sollte der Übergangsbereich zur
„schlanken“ Spitze möglichst graduell gestaltet werden.
Mit Hilfe der FEM konnten nach der Sensorkonzipierung und -dimensionierung weitere versagens-
kritische Bereiche identifiziert und weitestgehend entschärft werden.
Mögliche (Rest-)Risiken
• Abweichungen durch Fertigungstoleranzen,
• Kerben durch Bearbeitungsfehler (Kerbwirkung),
• Rissbildung durch den Härtungsprozess
(thermische Spannungen durch Abkühlung im Ölbad),
• Rissbildung und Deformation an Sensorspitze (re-
gelmäßige Kontrolle des 12er Sensors an Kabel-
Austrittsöffnung und am Übergang zur Sensorspitze).
Der abschließende Vergleich von FEM-Simulationen und Ver-
formungsmessungen mittels DMS belegen die Validität des FE-
Modells (ab Kap.3.4.2 Abb.3.41).
Alle relevanten Eingangsgrößen der durchgeführten FEAs sind
im Anhang A.15.2.1 in Tab.A.23 detailliert aufgeführt. Abb. 3.17: Freigabemoment
(S=1) - 12er Knöchelsensor
Vergütung - Härtung der Sensoren
Der Sensor wird aus einen hochfesten Cr-Mo-legierten Vergütungsstahl (1.7225/42CrMo4) gefertigt,
welcher hauptsächlich im Automobilbau für Bauteile wie Achsschenkel, Pleuelstangen, Zahnräder
usw. zum Einsatz kommt. Der Werkstoff eignet sich insbesondere aufgrund der hohen Streckgrenze
und der Möglichkeit des Härtens für diesen Anwendungsfall.
Die Knöchelsensorbelastung (16er, Abb.3.19) mit dynamischen AP-FGM resultiert in einer pla-
stischen Deformation der Sensorspitze mit einem Druckkreis von 2,4 mm bei der ungehärte-
ten Variante (Abb.A.10 Anhang). Bei der gehärteten Variante reduziert sich der Kugeleindruck
auf 1,6 mm (Abb.A.11 Anhang). Die Oberflächenhärtung (Prozessparameter siehe Anhang Kap.
A.5.2) macht die Sensorspitze verschleißfest und reduziert die plastische Verformbarkeit in Folge
der Hertzschen Pressung (Kugel-Fläche-Kontakt). Nach dem Härtungsprozess werden die Sensoren
unter Berücksichtigung des Vergütungsschaubildes bei geringer Temperatur angelassen, um die Ei-
genspannungen und Sprödigkeit der Sensoren zu vermindern, ohne die Streckgrenze maßgeblich zu
reduzieren.
53
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Die mittlere Randschichthärte (Stichprobenumfang drei Prüflinge) beträgt 553 ±21 HV10 und wur-
de nach DIN EN ISO 6507-1:2006-036bestimmt. Die erreichte Härte liegt unterhalb des originalen
Dorsal-/ Plantaranschlagstifts mit ca. 751 HV10 und unterhalb der Kugel mit ca. 854 HV10. Die
Härte der Sensorspitze ist geringer als die der Kugel. Das ist so geplant gewesen und von Vorteil,
da die Kugel dann nicht plastisch verformt wird.
Die Härte der Sensoren ist damit anforderungsgerecht eingestellt.
Instrumentierung
Abb. 3.18: T-Rosette Instru-
mentierung aus [43, S.238]
Abb. 3.19: Instrumentierte
Knöchelsensoren
Die Instrumentierung und Verschaltung erfolgt als T-Rosetten Voll-
brückenschaltung (schematisch dargestellt in Abb.3.18).
Die Vollbrückenschaltung hat folgende Vorteile ([43, S.239]):
• Kompensation von überlagerten Biegedehnungen (bei spiegel-
symmetrischen Stabquerschnitt),
• Kompensation von Wärmedehnungen und
• eignet sich gut für Normalkraftmessung.
Die DMS-Applikation erfolgt im homogenen Verformungsbereich
der Sensorspitze (vgl. Abb.3.14ff. und Abb.3.20). Die Platzierung
sollte nicht unmittelbar an Querschnittsänderungen und nicht an
Krafteinleitungs- oder Einspannungspunkten aufgrund von Span-
nungsinhomogenitäten u. a. durch Kerbwirkung erfolgen. Die T-
Rosetten-Vollbrücke bewirkt bei axialer Druck-Krafteinleitung in
die Sensorspitze eine negative Längsdehnung (1) und eine positive
Querdehnung (q).
Berechnung des Signalhubs aus der Materialdehnung
Ud
Us
=1
4·k·R1
R1
−R2
R2
+R3
R3
−R4
R4
=1
4·k·(1−(ν·2)+3−(ν·4))
(3.5)
Mit k=2,0; ν=0,3; 1=2=3=4gilt,
769 μm/m entsprechen 1 mV/V. 7
Die verwendeten DMS sind im Anhang Tab.A.14 aufgeführt.
Die Kalibrierung der Sensoren erfolgt auf das Knöchelmoment
bezüglich der Orthesengelenkachse (vgl. Kap.3.3.3 Abb.3.34).
Abb. 3.20: Knöchelsensor - exemplarisch Gelenkvariante 16 mm
6DIN EN ISO 6507-1:2006-03: Metallische Werkstoffe - Härteprüfung nach Vickers - Teil 1: Prüfverfahren (ISO
6507-1:2005)
7Eine Verdrehung der T-Rosetten um 5◦von der Hauptachse (vgl. Abb.3.18 führt zu einem Gesamtfehler bei der
Vollbrückenschaltung von „lediglich“ −1,54 % ([43, S.239]. Der mögliche Fehler ist gering und insbesondere für
die Validierung der FEAs relevant.
54
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.2.4 Kniegelenkmodifikationen und -instrumentierung
Wie bereits in Kap.3.2.2 vollzogen, erfolgt entsprechend für das Kniegelenk die Bestimmung der
DMS-Applikationsorte mittels qualitativer FEA anhand der richtungsspezifischen FGMs.
Abb. 3.21: 17LK3 95 Nm
Anteriormoment
Abb. 3.22: 17LK3 20 Nm Lateralmoment Abb. 3.23: 15 Nm
Torsionsmoment
Abb. 3.24: Modifikationen
17LK3=*
Tab. 3.5: 17LK3 Modifikation -
AP-proximal
Größe Stegdicke
in mm
12 2,00
16 2,20
20 2,25
Nähere Informationen zu den FE-Modellen, den Simulationspara-
metern und Solver-Konfigurationen zu Abb.3.21 - Abb.3.23 sind
im Anhang A.4.2 aufgeführt. In den Abbildungen sind Druck-
spannungen bläulich und Zugspannungen rötlich dargestellt.
Zusätzlich zu den Anforderungen aus Tab.3.1 soll die Möglichkeit
bestehen, mit dem Messgelenk auch ungesperrt messen zu kön-
nen. Der Rotationsfreiheitsgrad um die Kniegelenkachse ist dann
freigegeben. Dies hat zur Folge, dass Sagittalmomente nur mini-
mal, aber Momente in der Frontal- und Transversalebene proxi-
mal und distal in unterschiedlichen Knieflexionswinkeln auftreten
können. Da die Torsionseinleitung maßgeblich distal während der
Standphase über den Bodenkontakt in das Gelenk erfolgt, wird
der proximale Kniegelenkkörper nicht für die Torsionsmessung in-
strumentiert.
Proximaler Gelenkkörper
Die Modifikationen des proximalen Gelenkkörpers zur Erfassung
des Sagittalmoments umfassen die ventrale Planfräsung für die
aktiven DMS der Diagonalbrücke und für die passiven DMS am
proximalen Ende (vgl. Abb.3.24 A). Die Dicke des Stegs ist in
Tabelle 3.5 aufgeführt. Die DMS Position und Stegdicke werden
mittels FEM empirisch bestimmt. Das Verformungsverhalten ist
abhängig von der gewählten Krafteinleitung, dem Kontakt von
Lanzette und Lanzettenpassung. Die Modifikationen des proxima-
len Gelenkkörpers sind in diesem Bereich nicht sicherheitsrelevant. Die Erfassung des Biegemoments
in der Frontalebene wird seitlich durch eine Vollbrückenschaltung mittels vertikal ausgerichteter
DMS im Bereich der Gelenkachse realisiert (vgl. Abb.3.24 A). Die DMS werden in Vertiefungsfrä-
sungen appliziert, um diese vor mechanischen Einflüssen zu schützen. Für die Verschaltung wird
zusätzlich eine minimale Durchbohrung platziert. Die Änderungen erhöhen die Biegespannung um
weniger als 10 % und beeinflussen somit ebenfalls nicht die Bauteilsicherheit (vgl. Tab. 3.6).
55
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Tab. 3.6: Gelenkmodifikationen - Frontalmomenterfassung 17LK3=* proximal
Größe
Vertiefungs-
fräsung
Abstand
Randfaser
Flächenträgheitsmoment IML
(Biegung in Frontalebene) Änderung
Randspannung
(nicht modifiziert) original modifiziert
in mm in mm in mm4in mm4ΔσB,Mod
12 0,5 5 1343 1110 + 9 %
16 0,5 6 3045 2610 + 7 %
20 0,5 6,5 4131 3591 + 6 %
Distaler Gelenkkörper
Die Modifikationen der distalen Gelenkkörper umfassen die ventralen und dorsalen Planfräsun-
gen für die Applikation der AP- und Torsions-DMS (vgl. Abb.3.24 B und Abb.3.25 A, B) so-
wie die unterhalb der Lagerachse gelegenen Vertiefungsfräsungen in der Sagittalebene für die
DMS und deren Zuleitungen zur Erfassung des Biegemoments in der Frontalebene (Abb.3.25
A, C). Die Hauptbelastung des Gelenkkörpers tritt in der Sagittalebene auf. Nicht-symmetrische
Abb. 3.25: Modifikationen
17LK3=* distal (Hauptträgheits-
achsen)
Querschnitte führen zu schiefer Biegung (Abb.3.5). Durch
die symmetrische Planfräsung ventral und dorsal bleibt der
Querschnitt zwar unsymmetrisch (U-Profil), aber bezüglich
der Frontalebene (Abb.3.7, rot hinterlegt) wird im Bereich
der krafteinleitenden Schiene Symmetrie hergestellt. Der Mas-
senmittelpunkt und die Hauptträgheitsachsen werden bezüg-
lich der Sagittalebene symmetrisch gedreht und verschoben
(Abb.3.25 B). Die mediale Vertiefungsfräsung (Abb.3.24 C)
bewirkt, dass der Massenmittelpunkt (geringfügig) näher an
die krafteinleitende Lanzette verschoben wird. Da die Kraftein-
leitung nicht im Schubmittelpunkt erfolgt, tritt dennoch Quer-
sprechen auf, allerdings gleichermaßen bei anteriorer und po-
steriorer Lasteinleitung. Die nach den Modifikationen bei
statischen FGM auftretenden theoretischen Biegespannungen
(Tab.3.7, σB,Mod) liegen deutlich unterhalb der zulässigen Ma-
terialspannung. Die Konstruktionsanpassungen sind deshalb
als unkritisch zu betrachten. Die Validierungsuntersuchungen
(Kap.3.4.2 , Abb.3.45) belegen die Plausibilität der Berechnungen.
Tab. 3.7: Gelenkmodifikationen - Sagittalmomenterfassung 17LK3=* distal (Schnitt B)
Größe
Abstand
Randfaser
Flächenträgheitsmoment IAP
(Biegung in Sagittalebene) Änderung
IAP
theor. Biegespannung
original modifiziert bei FGM
in mm in mm4in mm4IMod
IOrig σB,Mod
12 8,00 5722 2500 + 44 % 166,1 N/mm2
16 10,20 16585 5761 + 35 % 167,7 N/mm2
20 12,25 21400 10319 + 48 % 145,3 N/mm2
Die mit den Modifikationen am distalen Ende Schnittebene B (Abb.3.25) einhergehenden Ände-
rungen des Flächenträgheitsmomentes in der Frontalebene (siehe Anhang Kap.A.5, Tab.A.8) sind
nicht festigkeitsrelevant, da das Flächenträgheitsmoment der Schnittebene C des nicht modifizierten
56
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Gelenkkörpers geringer ist. Die Anpassungen des distalen Elements für die Erfassung des Frontalmo-
ments (Aussparungen für DMS und Zuleitungen, Tab.3.8) erhöhen die Biegespannung um maximal
26 % und liegen damit im Bereich, der vom Sicherheitsfaktor abgedeckt wird.
Tab. 3.8: Gelenkmodifikationen - Frontalmomenterfassung 17LK3=* distal (Schnitt C)
Größe
Frästiefe Abstand
Randfaser
Flächenträgheitsmoment IML
(Biegung in Frontalebene) Änderung
Randspannung
Tasche Kabel-
aussparung (nicht modifiziert) original modifiziert
in mm in mm in mm in mm4in mm4ΔσB,Mod
12 0,5 0,25 2,900 283 186 + 26 %
16 0,5 0,25 3,325 607 440 + 17 %
20 0,5 0,25 3,825 1057 806 + 14 %
Radiusfestlegung - Bestimmung der Kerbspannung/ Kerbformzahl
Die Berechnung der Kerbspannung (σmax,K) von Hand ist in der Praxis nur für einfache Geometrien
mit definierten Lasten möglich. Im konkreten Fall wird das Sagittalmoment an einem „komplexen“
Volumenkörper außerhalb des Massen- und Schubmittelpunktes eingeleitet, infolgedessen Querkräf-
te entstehen (vgl. Abb.3.5). Die Kerbspannung wird bei maximalem Biegemoment (MB,max) nach
posterior ermittelt (Szenario - Patient setzt sich mit gesperrter Orthese hin).
Ansatz: Festlegung des Radius auf r = 1 mm und MB,max wirkt auf den Radius.
• Analytischer Ansatz: Tabellierte Kerbformzahl (αK,Tab), Überschlagsrechnung mit Nenn-
Biegespannung σB,nenn (Ergebnis - Tab.3.9).
• Ansatz FEM: Simulation der Kerbspannung, Berechnung der Kerbformzahl (αK,FEM ;Ergeb-
nis - Tab.3.10).
σmax,K =αK·σB,nenn
=αK·MB,max
WB,mod
=αK·MB,max
IAP,mod
·ar
(3.6)
Die analytische Berechnung der Kerbspannung
erfolgt unter der Annahme eines symmetrisch
abgesetzten Flachstabs und der entsprechend
tabellierten Kerbformzahl (vgl. Tab.3.9). Die
auf der Mitte der Verrundung (ar) auftreten-
den Kerbspannungen (σmax,K) sind geringer
als die maximal zulässige Materialspannung
(vgl. Rp0,2Tab.A.5 Anhang).
Abb. 3.26: Kerbspannungsbestimmung mittels
des idealisierten FE-Modells
Tab. 3.9: Analytischer Ansatz - Kerbspannung anhand eines einfachen Modells
Größe Radius b αK,Tab MB,max IAP,mod arσB,nenn σmax,K
(r) inmm inNm inmm
4in mm in MPa in MPa
12
1mm
16 2,5 51,9 3045 8,5 144,9 362,2
16 20,4 [67, S.50] 94,7 7277 10,7 139,2 348,1
20 24,5 (Tabellen) 122,4 14915 12,75 104,6 261,6
57
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Der Ansatz über die FEM berechnet die
auftretende Kerbspannung. Aus dem
Kerbspannungs- zu Nennspannungsver-
hältnis lässt sich die Kerbformzahl er-
mitteln (F.3.6). Die detaillierte Darstel-
lung der Simulationsparameter und -
ergebnisse sind im Anhang A.5 Tab.A.9
nachzuvollziehen. Der im analytischen
Ansatz gewählte Kerbformfaktor er-
weist sich als zutreffend. Die
Tab. 3.10: Bestimmung
Kerbspannung und Kerb-
formzahl mittels FEA
Größe σmax,K,F EM αK
in MPa
12 374 2,4
16 465 3,2
20 319 2,9 Abb. 3.27: FEA Kerb-
spannung
mittels FEM bestimmte Kerbspannung liegt unterhalb der maximal zulässigen Materialspannung
(vgl. Tab.3.10 und Tab.A.5 Anhang). Das Kriterium für die Annahme des FE-Netzes ist eine Ab-
weichung von < 10 % der ungemittelten Elementspannungen an den Integrations-/ Gausspunkten
zu den auf die Knoten extrapolierten gemittelten Spannungen (vgl. Tab.A.9 Anhang Kap.A.5).
Der Radius (r = 1 mm) an der Einschnürung ist gemäß der Materialfestigkeitsanalyse ausreichend
dimensioniert und wird für die vorliegende Belastungssituation festgelegt.
Abschließende Betrachtung
Mittels Simulationen und theoretischen Betrachtungen wurden die Dimensionierungen der proxima-
len und distalen Kniegelenkelemente vorgenommen. Die Gelenkmodifikationen (die Plan- und Ver-
tiefungsfräsungen sowie symmetrische Gestaltung) ermöglichen den anforderungsgerechten mess-
technischen Einsatz (vgl. Anforderungen Tab.3.1), dabei beeinträchtigen die vorgenommenen Mo-
difikationen die Bauteilsicherheit nicht. Darüber hinaus erweisen sich die krafteinleitenden Lanzet-
ten als „schwächste“ Elemente bei Biegebelastungen (vgl. Abb.3.21 - Abb.3.23).
Die Valdierung der Simulationen erfolgt für das distale Kniegelenkelement in Sagittal- und Fron-
talrichtung in Kap.3.4.2.
In Abb.3.28 sind exemplarisch für die 16 mm Schienenbreite die DMS-Instrumentierungen8in der
Frontalebene9(A und C) sowie in der Sagittalebene10 (B und D) abgebildet.
Abb. 3.28: Kniegelenkinstrumentierung - exemplarisch 17LK3=L16
8Hinweis: Alle verwendeten DMS sind im Anhang Kap.A.10 Tab.A.14 aufgelistet.
9Hinweis: Die Instrumentierung in der Frontalebene ermöglicht die Messung des Sagittal- und Tranversalmoments.
10Hinweis: Die Instrumentierung in der Sagittalebene ermöglicht die Messung des Frontalmoments.
58
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.3 Entwicklung des Kalibrierverfahrens
3.3.1 Kalibrierung allgemein
Die Norm DIN 1319-1:1991 „Grundlagen der Meßtechnik“ beschreibt die Kalibrierung als die Er-
mittlung eines Zusammenhangs zwischen den Messwerten (hier Verformungsmessung des Mess-
gelenkkörpers) und dem zugehörigen wahren oder richtigen Werten als Eingangsgröße (hier die
Vorgabekräfte/ -momente). Bei der Kalibrierung erfolgt die Zuordung von gemessener Materialde-
formation zur Vorgabegröße. Die Messwerte werden in der Regel als arithmetisches Mittel unter
Wiederholbedingungen bei konstanten Bedingungen ermittelt und dem vereinbarten richtigen Wert
zugeordnet. Die Wertetabelle dient als Grundlage für Kalibrierfunktion und den daraus ableitbaren
Faktoren ([17, S.22]). Die Norm besagt, dass die Messabweichung des Messgeräts basierend auf der
Kalibrierung ermittelt oder geschätzt werden kann ([17, S.22]).
Speziell für die Kalibrierung von Kraftmessgeräten und Prüfmaschinen sind folgende Richtlinien
und Normen zu berücksichtigen:
• DIN EN ISO 376: „Metallische Werkstoffe – Kalibrierung der Kraftmessgeräte für die Prüfung
von Prüfmaschinen mit einachsiger Beanspruchung“ ([23]).
• Richtlinie DAkkS-DKD-R 3-3: „Kalibrierung von Kraftmessgeräten“ ([16]).
• DIN EN ISO 7500-1: „Metallische Werkstoffe – Kalibrierung und Überprüfung von stati-
schen einachsigen Prüfmaschinen – Teil 1: Zug- und Druckprüfmaschinen – Kalibrierung und
Überprüfung der Kraftmesseinrichtung“ ([24]).
• DIN EN ISO 7500-2: „Metallische Werkstoffe – Prüfung von statischen einachsigen Prüfma-
schinen – Teil 2: Zeitstandprüfmaschinen für Zugbeanspruchung – Prüfung der angewendeten
Kraft“ ([25]).
• VDI/VDE/DGQ/DKD 2622: „Kalibrieren von Messmitteln für elektrische Größen“ ([93]).
Des Weiteren sind in der Norm DIN EN ISO/IEC 17025:2005 formelle Anforderungen an die in
einem Prüflabor eingesetzten Prüf- und Kalibrierverfahren festgelegt.
Die DIN ISO 5725 Teil 1 bis 6 „Genauigkeit (Richtigkeit und Präzision) von Messverfahren und
Messergebnissen“ benennt Methoden für die Ermittlung der Präzision von Messverfahren ([27]-
[28]).
Wichtige Voraussetzungen für eine valide Kalibrierung sind ([93]):
• qualifiziertes Kalibrierpersonal,
• kontollierte Umgebungsbedingungen (wie Temperatur, Feuchte, schwingungsfreier Boden,...),
• rückgeführte kalibrierte Normale und dokumentierte Kalibrierverfahren.
Der für die Orthesenmessgelenke benötigte Kalibrierstand dient der definierten Lasteinleitung in
Sagittal-, Frontal- und Transversalebene mit definiertem Momentenverlauf. Da die (Gelenk-) Mo-
mente in der Orthetik das entscheidende Kriterium sind, werden die Messgelenke in Bezug auf
dieses kalibriert. Durch die isolierte Belastung der Orthesengelenke in einer Ebene lässt sich das
Gelenk in der Hauptbelastungsrichtung sowie das Quersprechen in den jeweiligen zwei unbelasteten
Ebenen anhand der Verformungsmessung mittels DMS eindeutig charakterisieren und die Kalibrie-
rung vornehmen.
Die vorgenannten Normen dienen als Leitlinien für die nachfolgende Entwicklung der Kalibrierstän-
de und die Charakterisierung der Messgelenke. Die grundlegenden Anforderungen aus den Normen
werden in die Anforderungsliste Tab.3.11 aufgenommen und gekennzeichnet.
59
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.3.2 Anforderungsanalyse der Kalibrierverfahren
Tab. 3.11: Anforderungen an die Kalibrierstände
Anforderung F/W
Konstruktion
Auslegung auf maximale Vorgabemomente F
• Biegemoment: maximales Kalibriermoment 100 Nm (in Sagittalebene),
• Torsionsmoment: maximales Drehmoment 30 Nm (in Transversalebene).
Arretierung der Gelenke: F
• modulare Einspannungen für Knie- und Knöchelgelenke,
• Adaptierbarkeit an Gelenkgrößen 12 mm, 16 mm und 20 mm,
• eindeutige/ unverwechselbare Ausrichtung und Fixierung der Gelenke.
Wechselbelastung: Aufbringung positiver und negativer Kalibriermomente ohne
Umspannen.
F
Momenteinleitung: F
• über Getriebe (selbsthemmend mit geeigneter Übersetzung),
• spielfreie Lasteinleitung (Vermeidung von Hysterese),
• Einbauteile zur Krafteinleitung dürfen nicht verändert werden ([23, S.4]),
• Einbauteile dürfen Kraftwirkungslinie nicht verfälschen ([23, S.17]),
• zentrische Belastung des Kraft-/Drehmomentaufnehmers ([23, S.20]),
• keine unzulässigen Störkomponenten (Vermeidung von Biegemomenten
durch Verspannungen oder Verformungen) bei Kopplung des Kalibrier-
gegenstands und Referenz-Kraftaufnehmer ([16, S.7], [24, S.10]).
Messtechnik
Kraft-/ Drehmomentmessung: F
• Auslegung und Nutzung des vollen Messbereichs bei maximalem Vorgabe-
moment,
• Vorgabemoment < ±0,5 Nm genau,
• Messverstärker mit ausreichender Auflösung.
Anwendung
Software zur Darstellung und Dokumentation der Kalibrierkennlinien F
Möglichst einfache Bedienbarkeit W
Kalibrierung im Handbetrieb W
Umwelt
Zulässiger Temperaturbereich: F
•10
◦Cbis35
◦C (nach [24, S.10]),
•18
◦Cbis28
◦C (nach [16, S.7]).
Die Bezugstemperatur für Kalibrierlaboratorien zur Kalibrierung von Kraftmess-
geräten beträgt in Deutschland 21±2°C ([23, S.4]).
W
Anm:
Die Analyse der Teilfunktionen und die Beschreibungen der Teillösungen sind im Anhang Kap.A.6
in Tab.A.11 tabellarisch dargestellt.
60
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.3.3 Beschreibung der Kalibrierstände
Basierend auf der Anforderungsanalyse Tab.3.11 und über die Teilfunktionen abgeleiteten Teillö-
sungen (vgl. Anhang Tab.A.11), werden ein translatorischer Kalibrierstand (tKS, vgl. Abb.3.29) zur
definierten Einleitung eines Biegemoments in der Sagittal- und Frontalebene und ein rotatorischer
Kalibrierstand (rKS, vgl. Abb.3.30) zur definierten Drehmomenterzeugung in der Transversalebene
konzipiert, konstruiert und gefertigt. Das Kalibriermoment wird über die mit dem Gelenk ver-
schraubten modularen Lanzettenadaptern in 12, 16 oder 20 mm Breite eingeleitet. Mechanisch ent-
spricht das Kalibriermodell dem einseitig eingespannten Biegebalken mit linearem Momentenverlauf
ansteigend zum Festlager. Die Einspannlänge entspricht der Hebellänge vom Krafteinleitungspunkt
bis zum Festlager (vgl. Tab.3.12 und Tab.3.13, S.61). Das Festlager des Kalibrierstands bilden die
modularen Einspannadapter (vgl. Abb.3.31 und Abb.3.33, S.61). Die Kalibrierung erfolgt manuell
im Handbetrieb in Kraftregelung durch die Einstellung definierter Vorgabemomente. Die Definition
positiver/negativer Gelenkmoment-Richtungen ist in Abb. 3.40 auf S.70 dargestellt.
Wesentliche Elemente des transla-
torischen Kalibrierstands:
A Spindelhubgetriebe
B Traverse - vertikal verfahrbar
C S-Kraftsensor
D Pleuel - (Zug/ Druck)
E modularer Lanzettenadapter
F instrumentiertes Messgelenk
G Einspannadapter
H Antriebswelle
Wesentliche Elemente des rotato-
rischen Kalibrierstands:
A Schneckengetriebe mit Handrad
B Wellenkupplung
C 70 Nm Fail-Safe: Schutz des Dreh-
momentsensors vor Überlasten
D Drehmomentsensor
E modularer Lanzettenadapter
F instrumentiertes Messgelenk
G Einspannadapter
H Abstützblocka
aAnm: Der Abstützblock (H) verhindert
Querkräfte in Folge der Schwerkraft. Rei-
bungsverluste haben keinen Einfluss, da der
Abstützblock zwischen Getriebe und Sensor
sitzt und damit die Drehmomenteinleitung
in das Messgelenk reibungsfrei ab dem Sen-
sor erfolgen kann.
Abb. 3.29: Translatorischer Kalibrierstand (tKS)
Abb. 3.30: Rotatorischer Kalibrierstand (rKS)
61
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Einspannung
Die Einspannung der Knie- und Knöchelgelenke erfolgt modular mittels kubischer 70 x 70 mm-
Adpater. Sechs Adapter ermöglichen die Einspannung von Knie- und Knöchelgelenken in 12, 16 und
20 mm Schienenbreite. Die Adpater werden mit Hilfe eines Kreuzlasers im Kalibrierstand feinjustiert
und über vier M8 Gewindestangen mit je einer Flügelmutter kraftschlüssig arretiert. Der Adapter
bildet eine feste Einspannung, somit sind alle Freiheitsgrade blockiert.
Tab. 3.12: 17LA3=*
Einspannlänge
Adapter Hebel
17LA3=* AP/ ML
12 90 mm
16 96 mm
20 101 mm Abb. 3.31: Knöchelkalibrieradapter
17LA3=*
Knöcheladapter
Der Rotationsfreiheitsgrad des
Gleitlagers wird in der Sagit-
talebene durch den Dorsal- und
Plantaranschlag (Druckstiftsen-
sor, Abb.3.34) blockiert. In der
Frontal- und Tranversalebene
sind alle Freiheitgerade fest.
Knieadapter
Das Orthesenkniegelenk wird proximal mit der Lanzette des Einspannadapters verschraubt. Der
Adapter blockiert alle sechs Freiheitsgerade. Das Orthesenkniegelenk gibt es in linker und rechter
Ausführung. Da das Gelenk vorflektiert ist, muss die Lanzette für die linke und rechte Variante im
Adapter in zwei Stellungen fixierbar sein (vgl. Abb.3.32). Nur so lässt sich das distale Element des
Gelenks in den Kalibrierständen axial ausrichten.
Abb. 3.32: Kniekalibrieradapter
17LK3=16
Tab. 3.13: 17LK3=*
Einspannlänge
Adapter Hebel
17LK3=* AP/ ML
12 139 mm
16 154 mm
20 154 mm Abb. 3.33: Kniekalibrieradapter
17LK3=*
Momenteinleitung
Die Momenteinleitung seitens der Kalibrierstände in die Messgelenke erfolgt über kurze austausch-
bare Lanzettenadapter. Die Adapter lassen sich mit dem Pleuel des translatorischen Prüfstandes
verschrauben oder in einer auf Passung gearbeiteten rechteckigen Buchse (Abb.3.30 E) des Drehmo-
mentsensors axial in dem rotatorischen Kalibrierstand befestigen. Die Wellenkupplung (Abb.3.30
B) gleicht einen geringfügigen lateralen Versatz aus. Der axiale Versatz lässt sich im Kalibrier-
stand mit Hilfe der T-Nut Führung der Einspannadapter einstellen und ist deshalb irrelevant. Die
Drehmomenteinleitung am rKS erfolgt axial verlustfrei und ist direkt messbar. Das Kalibriermo-
dell des translatorischen Kalibrierstands ist der Zwei-Punkt-Biegeversuch (einseitig eingespannter
Balken). Die Einspannlänge ist die Länge von fester Einspannung bis zum Krafteinleitungspunkt.
Der „Hebel“ (vgl. Tab.3.12/ Tab.3.13) ist abhängig von der Länge der Adapter und des Gelenks.
Die Hebellänge ist entscheidend für den Biegemomentverlauf im Messgelenk und die Messbereichs-
ausnutzung des Kraftsensors am translatorischen Prüfstand. Je kürzer der Hebel, desto höher muss
die Krafteinleitung sein (vgl. liAbb.3.34). Das Kalibrier-Biegemoment (
MB) der Messstelle am
Gelenk berechnet sich nach der Formel F.3.8 (S.64) an der entsprechenden DMS-Position. Die ent-
sprechenden DMS-Positionen sind im Anhang in Tab.A.15 und Tab.A.16) angegeben.
62
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Eine Ausnahme stellt die Moment-/
Krafteinleitung in den Knöchelsensor
dar. Die Krafteinleitung erfolgt über
den Ausleger (lh) des Fußbügels und
axial über die Kugel auf den Sen-
sor, welcher unter einem Winkel von
α=5
◦eingebaut ist (Abb.3.34). Die
Reaktionskraft im Stift-Sensor ist ab-
hängig von der Vorgabegröße (Zug-
kraft
FZug) des Kalibrierstands und
berechnet sich wie folgt (F.3.7):
|
FR,Druck|=|
FZug|·li
lh·cos(α)(3.7)
MAP
Abb. 3.34: Einspannbedingung - AP-Lastfall Knöchel
Beschreibung der mechatronischen Systeme
Die domänenübergreifenden mechatronischen Blockschaltbilder stellen den system-integrierten Ent-
wurf der Kalibrierstände dar (vgl. Abb.3.35 und Abb.3.36). Nach VDI 2206 (vgl. Abb.2.28) ist
der Energiefluss gelb und der Informationsfluss blau hinterlegt. Das Grundsystem stellt die Kon-
struktion der Kalibrierstände dar. Die Sensoren, die Signalumsetzung/ -filterung und die Anzeige-
elektronik sind Teil der darüber liegenden Schichten Elektrotechnik und Informationstechnik. Ein
Touchscreen-Monitor stellt die Mensch-Maschine-Schnittstelle dar. In den Grundsystemen sind die
modularen Lanzettenadapter, welche das Biege- und Drehmoment auf die Gelenke übertragen sowie
die modularen Einspannadapter der Kalibrierstände nicht dargestellt.
tKS: Der auf einer Linearführung/ Traverse befindliche Kraftsensor des tKS wird über das Spindel-
hubgetriebe angetrieben. Der mit einer Augenschraube gelagerte Kraftsensor überträgt die Kraft/ den
Hub auf das Pleuel, welches das Biegemoment (
MB) über ein Kugelgelenk im rechten Winkel auf
das zu kalibrierende Messgelenk aufbringt (Abb.3.35).
Getriebe Traverse Kraft-
Sensor
Hebel/
Pleuel
stör-
empfindlich
ADU +
Filter
PC +
Software
digit.
Signal
Anzeigewert
MB±U(MB)
Dreh-
moment
Dreh-
winkel
Dreh-
moment
Dreh-
winkel
Kraft
Weg
Kraft
(Weg)
Biegemoment
MB
UD
mV
UB
V
Abb. 3.35: Mechatronisches Blockschaltbild - tKS
Der S-Kraftsensor (KD24s/VA; vgl. Tab.3.14, S.63) wird beim Aufbringen der Wechselbiegemomen-
te in Zug- und Druckrichtung belastet. Die Sensorverformung resultiert in einer Widerstands-
änderung der auf dem Sensor befindlichen DMS. Der Analog-Digital-Umsetzer (ADU) betreibt
den Sensor mit der Betriebsspannung (UB) und misst die verformungsabhängige Signalspannung
(UD=f(
F)). Durch die Schirmung des Anschlusskabels und der Signalfilterung wird das Signal-
Rausch Verhältnis des störempfindlichen Signals erhöht ([13, S.178]).
Die Zug-/ Druckkraft wird über die Zuordnung des digitalisierten Messsignals (UD/UB) zur sensor-
spezifischen Kennlinie bestimmt. Das Biegemoment wird über die geometrischen Daten (Hebellän-
ge) in der Software berechnet und als Anzeigewert MBausgegeben (Abb.3.35).
63
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
rKS: Das Drehmoment (
MD) wird direkt axial in das Messgelenk eingeleitet. Die Wellenkupplung
zwischen der Getriebeachse und dem Drehmomentsensor realisiert den Ausgleich eines geringfügigen
lateralen Versatzes. Eine Beschädigung des Sensors oder des Messgelenks kann so verhindert werden.
Getriebe
+
Kupplung
Drehmoment
- Sensor
stör-
empfindlich
ADU +
Filter
PC +
Software
digit.
Signal
Anzeigewert
MD±U(MD)
Drehmoment
(Drehwinkel)
Dreh-
moment
Dreh-
winkel
Drehmoment
MD
(Drehwinkel)
UD
mV
UB
V
Abb. 3.36: Mechatronisches Blockschaltbild - rKS
Die Erfassung des Messsi-
gnals des Drehmomentsen-
sors ist vergleichbar zum
translatorischen Prüfstand.
Dem Messsignal wird über
die Kennlinie des Sensors
das entsprechende Drehmo-
ment (
MD) zugeordnet und
als Anzeigewert MDausge-
geben (Abb.3.36).
Validierung der Kalibrierstände
Seitens der Kalibrierstände sind die Einflussparameter auf die Validität der Kalibrierung gering:
• tKS: Ausrichtung von Pleuel und Gelenk, Bestimmung der Hebelverhältnisse,
• rKS: Axiale Ausrichtung und geringst möglicher lateraler Versatz von Welle und Gelenk.
Die Sensoren der Kalibrierstände sind durch ein zertifiziertes und akkreditiertes Kalibrierlaborato-
rium nach DIN EN ISO/IEC 17025 und VDI/VDE/DKD 2638 kalibriert und charakterisiert.
Die Kalibrierkennlininen werden in einer Sensordatenbank hinterlegt. Die sensorspezifische Kan-
alparametrierung erfolgt automatisch durch den Einsatz von TEDS, einem im Anschlussstecker
gespeicherten elektronischen Datenblatt. Eine umfangreiche Charakterisierung der Kalibrierstände
nach der Normenreihe DIN ISO 5725 „Genauigkeit (Richtigkeit und Präzision) von Messverfahren
und Messergebnissen“ wird nicht durchgeführt. Die Bestimmung der Messunsicherheit der Messket-
te und die Evaluation möglicher Einflussparameter erfolgen in Kapitel 3.3.4.
Technische Daten
Tab. 3.14: Kalibrierstände - Technische Daten
Translatorischer Kalibrierstand Rotatorischer Kalibrierstand
•Antrieb: ZIMM-Spindelhubgetriebe;
Typ: GSZ-2-RL-TR-1604-H635-Y785;
Nennlast 2,5 kN; Übersetzung i = 16:1
(0,25 mm/U); Trapezgewindespindel,
Spindelgröße =16 x 4, Länge = 777 mm,
635 mm Hub, 785 mm Einbaumaß
•Kraftübertragung: Winkelgelenk DIN
71802 (M8) Kugelkopf;
Pleuellänge 240 mm
•Kraftsensor: Zug-/Druckkraftsensor
KD24s/VA; Nennkraftbereich ±1kN;
Nennkennwert ±0,5 mV/V bei Mess-
bereichsendwert (Full Scale - FS);
max. Speisespannung 5 V
•Antrieb: Mädler-Schneckengetriebe (Ar-
tikelnr. 42206311); Übersetzung i = 100:1;
Nenndrehmoment 102 Nm
•Drehmomentübertragung: Kupplung
BK2; Nenndrehmoment 30 Nm; Kupp-
lungslänge 77 mm; Anzugsmoment Befe-
stigungsschrauben 15 Nm (M6); max. La-
teralversatz 0,25 mm; max. Winkelversatz
1,5°; Laterale Federsteifigkeit 270 N/mm
•Drehmomentsensor: Speichenradsensor
TS110a/VA; Nennmoment ±100 Nm;
Nennkennwert ±1,28 mV/V bei FS;
max. Speisespannung 10 V;
Genauigkeitsklasse 0,1 %
Universal-Messverstärker HBM Typ Quantum X MX840B
(8 Kanäle, 24-Bit AD-Wandler pro Kanal, automatische Kanalparametrierung durch TEDS
64
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.3.4 Messunsicherheit der Kalibriermomente
Unsicherheit des Vorgabemoments der Kalibrierstände
Die domänenübergreifenden mechatronischen Blockschaltbilder (Abb.3.35/3.36) dienen als Grund-
lage für die Bestimmung der Messunsicherheit und möglicher Einflussparameter auf das Mess-
ergebnis.
Translatorischer Kalibrierstand
Abb. 3.37: Funktionsdiagramm des
tKS aus [72, S.185]
Die Biegemomenteinleitung am translatorischen Prüf-
stand erfolgt über das zum Adapter im (ideal) 90◦-Winkel
stehenden Pleuel (vgl. Abb.3.29 D).
Das Vorgabe-Biegemoment berechnet sich über das
Kreuzprodukt aus vektorieller Kraft
Fund Hebelarm r.
MB=
F×r =F·r·sin(α) (3.8)
Das angezeigte Kalibriermoment MB(vgl. Abb.3.35) ist mit einer Unsicherheit u(MB) durch die
Messunsicherheiten der Kraft u(F), des Hebelarms u(r) und des Winkels u(α) behaftet (Abb.3.37).
Im Sinne der erweiterten Messunsicherheit (U) werden die partiellen Messunsicherheiten (u) mit
dem Faktor k0,95 = 2 erweitert ([24, S.20], [16, S.17]).
Nach GUM ist es erforderlich, ein Modell zur Bestimmung der Messunsicherheit aufzustellen. Die-
ses Modell muss alle relevanten Größen enthalten, die das Messergebnis beeinflussen. Die einzelnen
Eingangsgrößen können wiederum zusammengesetzte Größen sein. Es werden im Folgenden nur die
Größen berücksichtigt, die die Messunsicherheit der relevanten Einflussgröße maßgeblich bestim-
men. Der Messunsicherheitsbeitrag dieser Größen wird mit Delta (Δ) bezeichnet.
•ΔF:
Die Auflösung des Messverstärkers liegt deutlich höher als das Signalrauschen (vgl. Anhang
A.11.3). Nach DIN EN ISO 7500-1:2016-05 und DIN EN ISO 376 ist deshalb die Auflösung
mit der halben Spannweite der Signalrauschspannung anzugeben ([24, S.10], [23, S.8]). Die
Rauschspannung wurde für den Kraftsensor anhand von drei Stichproben bestimmt (vgl.
Anhang A.11.1, Abb.A.15 und Tab.A.17). Die Unsicherheit der Kalibrierkraft lässt sich nach
der Norm nicht weiter quantifizieren, da weitere Einflüsse auf den Sensor (Temperatureinfluss,
Kriechverhalten, Drift des Nullwerts, Interpolation, Vergleichs- und Wiederholpräzision sowie
die Umkehrspanne) nicht genau bekannt und nicht Bestandteil des Werkskalibrierscheins sind.
Die Unsicherheit der Kalibrierkraft des tKS wird zu ΔF=±0,1 N bestimmt.
U(F)=k·|ΔF|=0,2N
•Δr:
Das Biegemoment berechnet sich über die Hebellänge vom Krafteinleitungspunkt bis zur mit-
tig angebrachten Markierung des DMS-Messgitters auf dem instrumentierten Gelenk. Dieser
Abstand ist gelenk- und applikationsortspezifisch (vgl. Anhang Tab.A.15 und Tab.A.16). Die
Ermittlung der Hebellänge stellt aufgrund der Definition des Krafteinleitungspunktes über
den am Pleuel befestigten Kugelgelenkkopf eine Herausforderung dar. Die Abstandsbestim-
mung mit einem Messschieber ist schätzungsweise aufgrund der nicht präzise bestimmbaren
Achse des Pleuels und der DMS-Messgittermarkierung auf dem eingespannten Gelenk nicht
genauer als Δr=±0,5 mm möglich (systematischer und zufälliger Fehler).
U(r)=k·|Δr|=1mm
65
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
•Δα:
Eine Abweichungen vom idealen 90◦Krafteinleitungswinkel kann insbesondere durch:
–eine nicht lotrechte Ausrichtung des Pleuels und des Messgelenks im Kalibrierstand,
–durch eine Gelenkverformung unter Last beim Kalibrieren entstehen. Dieser vertikale
Versatz kann bis zu 5 mm betragen.
Ersterer Einfluss wird durch die Ausrichtung mit einem Kreuzlaser minimiert. Der zwei-
te Einfluss tritt in Folge des Lagerspiels am Knie- und Knöchelmessgelenk insbesondere bei
Frontalmomenten auf. Da der Kalibrierstand über keine Wegerfassung verfügt, kann diese Ab-
weichung nicht in die Berechnung des Biegemoments einfließen und wird als versatzabhängige
Winkelabweichung durch die Messunsicherheit berücksichtigt (vgl. Anhang A.12, Abb.A.17).
U(α)=k·|Δα|
Die Bestimmung der Messunsicherheit erfolgt über das lineare Fehlerfortpflanzungsgesetz ([59,
S.611]). Da die partiellen Messunsicherheiten bereits erweitert sind, wird der Gesamtfehler U(MB)
nicht erweitert.
U(MB)=|∂MB
∂F |·U(F)+|∂MB
∂r |·U(r)+|∂MB
∂α |·U(α)
=|r·sin(α)|·U(F)+|F·sin(α)|·U(r)+|F·r·cos(α)|·U(α)
(3.9)
Um die Anteile der Messunsicherheiten in Abhängigkeit von der Vorgabekraft zu visualisieren, er-
folgt in Anlehnung an GUM die Darstellung der relativen Anteile der Gesamtmessunsicherheit in
einem Säulendiagramm (vgl. Abb.3.38).
Tab. 3.15: Abschätzung der Messunsicherheit
des Kalibriermoments - tKS
Last
Biege- U(MB)in%
moment Knöchel 17LA3=* Knie 17LK3=*
in Nm 12 16 20 12 16 20
lateral
-30 --1,9%---
-25 - 1,8 % 1,7 % - - 1,5 %
-20 - 1,6 % 1,6 % - 1,5 % 1,5 %
-15 1,6 % 1,5 % 1,5 % 1,5 % 1,5 % 1,5 %
-5 1,7 % 1,7 % 1,6 % 1,7 % 1,6 % 1,6 %
medial
51,7 % 1,7 % 1,6 % 1,7 % 1,6 % 1,6 %
15 1,6 % 1,5 % 1,5 % 1,5 % 1,5 % 1,5 %
20 - 1,6 % 1,6 % - 1,5 % 1,5 %
25 -1,8%1,7% - -1,5%
30 --1,8%---
Abb. 3.38: Anteile der Gesamtmessunsicherheit
des tKS in Anlehnung an [16, S.27]
Die Zusammensetzung der Gesamtmessunsicherheit des Kalibriermoments der Messgelenke lässt
sich wie folgt beschreiben:
Bei geringen Kräften bis ca. ±50 N beträgt der Unsicherheitsanteil des Kraftsensors ca. 1/5 der
Gesamtmessunsicherheit. Der Rest der Gesamtmessunsicherheit entfällt mit rund 4/5 auf die Mes-
sunsicherheit der Hebellänge, also dem Abstand des DMS-Applikationsortes und dem Krafteinlei-
tungspunkt. Erst bei höheren Kräften ab 200 N trägt die Winkelabweichung mit rund 1/10 zum
Gesamtfehler in Folge des vertikalen Versatzes bei (vgl. Abb.3.38). Der Hauptanteil der Messunsi-
66
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
cherheit ist demnach auf die Erfassung der Hebellänge zurückzuführen. Die mittels der erweiterten
Einzelmessunsicherheiten linear fortgepflanzte Gesamtmessunsicherheit des Kalibriermoments be-
trägt <±2 % und bedarf keiner weiteren Optimierung.
Es sind keine Veränderungen am Kalibrierstand bezüglich des Sensors oder des Pleuels, wie bei-
spielsweise eine Winkelerfassung oder eine präzisere Bestimmung der Hebellänge, erforderlich.
Als vollständiges Vorgabemoment des tKS) wird festgelegt:
MB=MB,Ablesewert ·(1 ±0,02)
Rotatorischer Kalibrierstand
Die Signalrauschspannung wurde für den Drehmomentsensor anhand von drei Stichproben be-
stimmt (vgl. Anhang A.11.2, Abb.A.16 und Tab.A.18). Ebenso wie beim Kraftsensor des tKS sind
weitere Sensorkennwerte nicht bekannt und im Werkskalibrierschein nicht angegeben.
Die erweiterte Unsicherheit des Anzeigewerts (vgl. Abb.3.36) wird auf Grundlage der Signal-
Rauschspannung ΔMD=±0,005 Nm zu U(MD)=0,01 Nm bestimmt.
Als vollständiges Vorgabemoment des rKS) wird festgelegt:
MD=MD,Ablesewert ±0,01 Nm
Beide Sensoren wurden im Rahmen der Werkskalibrierung für zunehmende Werte kalibriert. Da
die Kalibrierstände für Hysteresekalibrierungen mit wechselnden Lastrichtungen genutzt werden,
müsste nach DIN EN ISO 376 die Umkehrspanne der Sensoren quantifiziert und als Messunsicher-
heit berücksichtigt werden ([23, S.33]). Diese Angaben sind jedoch nicht bekannt, dementsprechend
kann keine kombinierte Kalibrierunsicherheit mit Berücksichtigung eines zusätzlichen Umkehrspan-
neneinflusses angegeben werden.
Anm:
Auf eine abschließende Validierung der Kalibrierstände durch Feststellung der Reproduzierbar-
keit wird verzichtet. Der Nachweis der Reproduzierbarkeit erfolgt durch Angabe der Wiederhol-
und Vergleichspräzision, welche jeweils ein Extremum der Messabweichungen darstellen. Die Wie-
derholpräzision stellt die minimale und die Vergleichspräzision die maximale Abweichung des
Messverfahrens dar. Da die Kalibrierstände Einzelanfertigungen sind, kann keine Vergleichs-
präzision angegeben werden. Die Validierungsuntersuchungen der Messgelenk-Kalibrierungen
(ab Kap.3.4.5) bestätigen, dass die Kalibriermomente stets wiederholbar einstellbar sind. Die Ka-
librierverfahren des tKS und rKS werden somit als wiederholbar und damit als valide bewertet.
67
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.3.5 Kalibrierung der Messgelenke
Das Vorgabemoment der Kalibrierstände wird zum Zweck der Kalibrierung und Evaluation der
Messgelenke (Kap.3.4) aufgrund der geringen Unsicherheit (Kap.3.3.4) in Anlehnung an DIN 1319-
1 als richtiger Wert vorausgesetzt ([17, S.4]). Die Kalibrierung erfolgt statisch durch Vergleich
mit dem Vorgabemoment der Kalibrierstände als Normal in Anlehnung an DIN 1319-1 und VDI/
VDE/DGQ/DKD 2622 Blatt 1 ([17, S.5], [93, S.6]).
Abb. 3.39: Verformungsmessung instrumentiertes Messgelenk (A) und Kalibrierung iOG (B)
Tab. 3.16: Kalibrierung - 12 mm Gelenke
Lastfall Hysterese Nennmoment
Knieproximal Knöchel
AP
3Zyklen
±45 Nm 45 Nm
ML ±15 Nm ±15 Nm
Torsion ±10 Nm ±10 Nm
Tab. 3.17: Kalibrierung - 16 mm Gelenke
Lastfall Hysterese Nennmoment
Knieproximal Knöchel
AP
3Zyklen
±60 Nm 80 Nm
ML ±20 Nm ±25 Nm
Torsion ±15 Nm ±15 Nm
Tab. 3.18: Kalibrierung - 20 mm Gelenke
Lastfall Hysterese Nennmoment
Knieproximal Knöchel
AP
3Zyklen
±80 Nm 100 Nm
ML ±25 Nm ±30 Nm
Torsion ±20 Nm ±20 Nm
Die Kalibrierung der Messgelenke erfolgt unter Bei-
behaltung der Richtungskonvention (vgl. Abb.3.40).
Die Grundlage für die Festlegung der Nennmo-
mente11 der Kalibrierroutinen sind die FGMs des
Herstellers sowie Literatur- und Erfahrungswerte
(vgl. Kapitel 2.4.2).
Es gilt grundsätzlich zwei Fälle zu unterscheiden:
A Die Gelenkcharakterisierungen anhand von
Verformungsmessungen Abb.3.39 A bis zu
den maximal definierten Vorgabemomenten
(Nennmomente siehe Tab.3.16 bis Tab.3.18)
ermöglichen die Validierung der FEAs (vgl.
Methodik Abb.3.1). Die parallele Erfassung al-
ler Messsignale ermöglicht die Evaluation des
Quersprechens.
B Die Programmierung der Messgelenke12 ist
in Abb.3.39 B dargestellt. Die Kalibrierung
erfolgt ebenfalls auf das richtungsbezogene
Nennmoment. Das kalibrierte integrierte Mess-
gelenk (iOG) liefert als Ausgangssignal einen
15 Bit Messwert. Das Gelenkmoment in New-
tonmeter lässt sich durch Multiplikation des digitalen Messwerts mit dem gelenk- und rich-
tungsspezifischen Kalibrierfaktor berechnen (vgl. Anhang Tab.A.20).
11Hinweis: Die Nennmomente werden empirisch festgelegt und entsprechen nicht den FGMs des Herstellers. Die
FGMs stellen lediglich das maximal zulässige richtungsspezifische Orthesenmoment dar.
12Näheres zur Programmierung des mixed-signal ICs, vgl. Anhang A.7 - Hinweise zur Programmierung
68
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Die Wiederholungsprüfung mit paralleler Erfassung aller kalibrierten Messsignale ermöglicht
die Validierung der Kalibrierung in Hauptrichtung und die Quantifizierung des Querspre-
chens. Die Validierung durch die Wiederholung erfolgt anhand eines Hysteresezykluses im
Bereich von 10 bis 90 % des Nennmoments (siehe Versuchsplan Tab.A.26 Anhang).
3.3.6 Fehlerquellen und Maßnahmen
Mögliche Einflussfaktoren auf die Genauigkeit und Präzision sowie die Validität der
Kalibrierung.
•Umwelt:
–Temperaturschwankungen - mögliche thermische Einflüsse auf die Sensorik und Mecha-
nik entlang der gesamten Messkette,
–Schwingungen und Vibrationen,
–Störeinstrahlungen (Bsp. Netzbrummen, Störpotenziale, Funk) und
–Feuchtigkeit.
• Mensch (Bedienereinfluss):
Die Erfahrung hat gezeigt, dass häufig Bedienungsfehler zu falschen Ergebnissen führen. Ins-
besondere Handhabungsfehler (mangelnde Sorgfalt, das Nichtbeachten von möglichen Einflüs-
sen auf die Messung, die Gerätebedienung oder eine falsche Gerätekonfiguration) sowie Aus-
wertefehler und mangelnde Erfahrung wirken sich negativ auf die Kalibrierung aus ([72, S.40]).
Im konkreten Fall sind diese Einflüsse vor allem zurückzuführen auf:
–Die Gelenkeinspannung und -ausrichtung:
Die Kalibriervorrichtungen blockieren bereits durch ihre Konstruktion viele Freiheitsge-
rade. Es bestehen dennoch Möglichkeiten einer nicht exakten Ausrichtung, wie beispiels-
weise durch eine leichte Verdrehung des Einspannadapters in der Ebene oder durch einen
lateralen und vertikalen Wellenversatzes am rKS. Der Wellenversatz muss möglichst
genau eingestellt werden, da dieser zu einem erhöhten Quersprechen und damit einer
fehlerhaften Gelenkcharakterisierung führt. Die verwendete Wellenkupplung lässt einen
lateralen Wellenversatz von 0,25 mm bei einer lateralen Federsteifigkeit von 270N/mm
und eine Winkelabweichung von 1,5◦zu (vgl. Tab.3.14).
–Die Tarierung:
Vor dem Einspannen des zu kalibrierenden Gelenks ist der Kraft-/ Drehmomentsensor
zu tarieren. Falls keine Tarierung erfolgt oder falls bei eingespanntem Gelenk tariert
wird, besteht die Gefahr einer Nullpunktverschiebung (Offset-Fehler).
–Die Kalibriergeschwindigkeit:
Der Betrieb der Kalibriersstände erfolgt manuell. Es ist auf eine möglichst gleichmäßige
und moderate, der Abtastrate angepasste, Be- und Entlastungsgeschwindigkeit der Mess-
gelenke zu achten. Geschwindigkeitseinflüsse auf die Kalibrierung sollen ausgeschlossen
werden.
–Die Software-Konfiguration der Benutzerschnittstelle der Kalibrierstände:
Es müssen die verwendeten Kraft-/ Drehmomentsensoren korrekt eingestellt sein. Die
sensorspezifischen Kalibrierungen werden normalerweise automatisch durch den Einsatz
von TEDS geladen. Die Hebelarme müssen gelenkspezifisch in der Software hinterlegt
und der Gelenkvariante zugeordnet werden, ansonsten weichen die Kalibriermomente
69
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
systematisch ab. Es muss eine geeignete Abtastrate zwischen Minimum 10 Hz und 100 Hz
eingestellt sein.
–Die Konfiguration der Kalibrierparameter der iOGs:
Die Genauigkeit des eingestellten Vorgabemoments am Kalibrierstand und die korrek-
te Konfiguration des ICs (vgl. Anhang A.7) sowie die Wahl eines linearen oder nicht-
linearen Kalibriermodells (Polynom 2. oder 3. Ordnung) beeinflussen die Validität der
mit dem iOG messbaren Gelenkmomente. Die Programmierung einer Kennlinie mit ei-
ner möglichst optimalen Widerspiegelung der Gelenkverformungscharakteristik erfordert
viel Erfahrung und Geschick des Kalibrierpersonals. Ein geeignetes Kalibriermodell lässt
sich anhand der Verformungscharakteristik (Kalibriervariante A, Abb.3.39) des Gelenks
wählen. Die Stützstellen sind möglichst mittig in dem Hystersebauch, soweit vorhanden,
als Bezugspunkte zu platzieren (VDI/VDE/DKD 2638 - Bezugsgerade; [95, S.8]). Ei-
ne objektive Evaluation der Konfiguration des ICs bezogen auf die Gelenkeigenschaften
zeigen die Validierungsuntersuchungen in Kap.3.4.5.
Maßnahmen
Die Durchführung der Kalibrierung (Charakterisierung und Überprüfung der Kalibrierhaltigkeit)
der Messgelenke erfolgt unter Berücksichtigung:
• Der Inbetriebnahme der Kalibriereinrichtung/ des Kraftsensors 30 min vor der Prüfung ([23,
S.10]).
• Der Durchführung von Umkehrspannenmessungen (Hystereseversuch), da die Sensoren/ Mess-
gelenke zu- und abnehmende Momente messen bzw. durch Lastrichtungswechsel beansprucht
werden ([23, S.4]).
• Der Sichtprüfung auf Beschädigungen und Überprüfung der elektrischen Funktionsfähigkeit
([16, S.7], [93, S.5/6]).
• Des Temperaturausgleichs von Messgelenk und Referenz-Kraftsensor des Kalibrierstands ([16,
S.8]).
• Der Einhaltung von Temperaturschwankungen weniger als 1 Kelvin lt. Richtlinie DAkkS-
DKD-R 3-3 ([16, S.7]) oder weniger als 2 ◦C bei Kalibrierung lt. DIN EN ISO 7500-1 ([24,
S.11]).
• Der Ausrichtung des Messgelenks im Kalibrierstand mittels eines Kreuzlasers.
• Der Tarierung des Kraft-/ Drehmomentsensors vor der Kopplung mit dem Messgelenk.
• Keiner oder nur geringer Vorspannung der Messgelenke bei Kopplung mit dem Kalibrierstand
([16, S.7]).
• Einer konstanten Einbaulage der Messgelenke. Es erfolgen keine Kalibrierungen für weitere
Einbaulagen im Kalibrierstand, wie z. B. 180◦gedreht (tKS) oder in 90◦Schritten (rKS).
• Der Kalibrierung ohne Vorbelastung mit Höchstkraft vor dem Start der Durchführung, anders
als in der Norm DIN EN ISO 7500-1 festgelegt ([24, S.11]).
• Einer Hystereseprüfung mit Wechselbiege-/ Wechseldrehmoment:
–Anhand von drei Hystersezyklen bis Nennmoment für die Verformungsmessung.
–Ein Hysteresezyklus im Messbereich von 10 bis 90% des Nennmoments zur Validierung
der Kalibrierung/ Kalibrierkennline und Quantifizierung des Quersprechens des iOGs.
70
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.4 Charakterisierung der Messgelenke
3.4.1 Vorbemerkungen
Die Charakterisierung der Messgelenke anhand ihrer Kennlinien dient im Kontext dieser Arbeit
in erster Linie der Validierung der FE-Simulationen, der Wahl geeigneter Stützstellen für das
(lineare oder nicht-lineare) Kalibriermodell und der Validierung der auf dem mixed Signal IC
(Typ ZSC31050) gespeicherten Kalibrierkennlinien der iOGs sowie der qualitativen Darstellung
der Quersprech-Charakteristik. Zu unterscheiden sind die zuvor beschriebenen Fälle (Kap.3.3.5,
Abb.3.39, Fall A und B). Die Verformungskennlinien der Messgelenke ermöglichen darüber hinaus
qualitative und quantitative Aussagen zur Linearität der Sensoren und die Identifikation mög-
licher Messtechnikfehler13. Die Evaluation der Verformungscharakteristik anhand der Rohsignal-
Kalibrierkennlinien (A) und Validierung der Kalibrierung der iOGs (B) erfolgen unter Beachtung,
Kontrolle und Reduzierung der zuvor genannten Einflussparameter (vgl. Kap.3.3.6). Die Charak-
terisierung erfolgt für die Knie- und Knöchelgelenke hauptrichtungsspezifisch14 bei gleichzeitiger
Erfassung des Quersprechens15 für jede Gelenkgröße (12, 16 und 20 mm) und Gelenkvariante (links,
rechts). Die Kalibrierkennlinien sind für alle zwölf Messgelenke im Anhang Kap.A.14 nach Verfah-
ren A und Kap.A.1616 nach Verfahren B aufgeführt.
Abb. 3.40: Richtungskonvention -
Orthesengelenkmomente
Richtungskonvention
Für die ebenenspezifischen Vorgabemomente der Kalibrierung
und entsprechend der mit dem iOG gemessenen Momente wer-
den folgende Richtungskonventionen getroffen (vgl. Abb.3.40).
•Sagittalebene - Sagittalmoment
(extendierend positiv - Dorsalextension;
flektierend negativ - Plantarflexion)
•Frontalebene - Frontalmoment
(medial positiv; lateral negativ)
•Transversalebene - Transversalmoment
(innenrotierend positiv; außenrotierend negativ)
Die Farbgebungen für die Sagittal-, Frontal- und Transversal-
ebene gelten für alle Kennlinien im Kontext dieser Arbeit.
13Es hat sich gezeigt, dass aufgrund der metallischen Grundkörper die Gefahr von Widerstandsnebenschluss durch
mangelhafte Isolationswiderstände besteht.
14Hauptrichtungsspezifisch: Für jede Hauptebene (Sagittal-, Frontal- und Transversalebene) wird eine Kalibrierkenn-
linie aufgenommen.
15Quersprechen: Wenn die Sagittalebene die Hauptbelastungsebene ist, dann sind die Frontal- und Transversalebene
die Ebenen auf denen Quersprechen messbar ist.
16Die Darstellung der Kennlinien in Hauptbelastungsrichtung erfolgt durch Differenzbildung von gemessenem Mo-
ment des iOGs und dem Vorgabemoment des Kalibrierstands.
71
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.4.2 Beschreibung der Validierung der Finite-Elemente-Analysen
Die Charakterisierungen der Messgelenke erfolgen ausschließlich qualitativ anhand der Kennlini-
enverläufe der Verformungsmessungen in Hauptbelastungsrichtung bei gleichzeitiger Erfassung des
Quersprechens. Die Ordinate der Kennlinie bildet die Brückendifferenzspannung und die Abszisse
das Vorgabemoment (Anhang A.14 Abb.A.18ff.). Synchron zur Hauptrichtung werden die Mess-
signale in Querrichtung erfasst. Beim Kniemessgelenk ist die Bezugsgröße des Quersprechens das
proximale Vorgabemoment in Hauptrichtung. Die Brückendifferenzspannungen der Querrichtungen
werden nicht auf das Messsignal der Hauptrichtung normiert, da die Gelenke richtungsspezifische
Messbereiche und Verformungscharakteristika aufweisen. Aus diesem Grund ist eine quantitative
Evaluierung des Quersprechens anhand der Verformungsmessung nicht sinnvoll und erfolgt erst für
den Fall B (Abb.3.39) mit gewichteten Verstärkungsfaktoren im folgenden Kapitel 3.4.5.
Die auf analytischen Berechnungen und FE-Simulationen basierenden Bauteilmodifikationen las-
sen sich wie in der Methodik zur Sensorentwicklung (Kap.3.2 Abb.3.1) beschrieben anhand der
Verformungscharakteristik validieren. Die Validierungen der FE-Modelle und Simulationen erfol-
gen wie bereits in Kapitel 3.2.1 beschrieben für Frontal- und Sagittalmomente der Knöchelsensoren/
-messgelenke und der Kniemessgelenke. Die Validierung erfolgt anhand von Stützstellen (Vorgabe-
momenten) auf der Bezugsgeraden (nach VDI/VDE/DKD 2638; [95, S.8]). Da bei Wechselbiegebela-
stungen häufig Hysteresen/ Umkehrspannen auftreten, werden die gemessenen Biegespannungen an
den Stützstellen gemittelt, um den mittleren Messwert im Hysteresebauch zu ermitteln. Die Abwei-
chungen der gemittelten Messwerte und der mittels FE-Simulation bestimmten Biegespannungen
werden an den vorgegebenen Stützstellen quantitativ erfasst und in vollen Prozent angegeben. Die
messtechnische Erfassung der Verformungen und die daraus berechneten Materialspannungen so-
wie die mittels FEA bestimmten Materialspannungen weisen systematische (z.B. durch Werkstoff-
eigenschaften) und zufällige Unsicherheiten (z. B. Wahl der DMS-Applikationsorte im FE-Modell)
auf. Die Einflussfaktoren der Messunsicherheit, die mit der Verformungsmessung mittels DMS in
Zusammenhang stehen, werden ausführlich im Abschnitt Kap.3.5.4 Abb.3.57 behandelt.
3.4.3 Validierung der Finite-Elemente-Analysen der Knöchel-Messgelenke
Die Kalibrierung erfolgt richtungs- und gelenkgrößenspezifisch anhand von Hysteresewechselbela-
stungskurven mit drei Zyklen (vgl. Tab.3.16 - Tab.3.18). Zyklische Versuchswiederholungen eignen
sich, um energieumwandelnde Elemente in einer Messkette zu identifizieren. Dies können z.B. Lager
sein, die in Folge von Reibung Verformungsenergie in Wärme umwandeln. Weitere Kontaktstellen
(wie Passungen,...) kommen ebenfalls in Betracht.
Qualitative Beschreibung der Kennlinien
Prinzipiell ist das Verformungsverhalten der Knöchelgelenke und der -sensoren in den Haupt-
belastungsrichtungen linear und bei Wechselbiegebelastungen symmetrisch zum Ursprung. Die
Kennlinienvergleiche, jeweils einer Größe in linker und rechter Variante, zeigen nur geringfügige
Unterschiede in Signalhub, Umkehrspanne und Linearität (vgl. Anhang Kap.A.14). Zwischen den
skalierten Gelenkgrößen (Intervariabilität) gibt es prinzipiell drei wesentliche Unterschiede:
• Abnehmender Signalhub der Knöchelsensoren bei AP-Anschlag mit zunehmenden Sensor-
durchmesser.
• Das ML-Signal erreicht ±1 mV/V (Gr. 20) im Vergleich zu ±1,5 mV/V (Gr. 12 und 16).
• Das Torsion-Quersprechen der 12er Größe ist im Vergleich zur Größe 16 und 20 erhöht.
72
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Validierung Sagittalmomente - Knöchelsensoren (AP-Richtung)
Druckkraft in N
0 1000 2000 3000 4000 5000 6000
Materialspannung in Kraftrichtung in MPa
0
-100
-200
-300
-400
-500
-600 FEM-Validierung: Druck-Sensorstifte
Sensor 20L Sensor 20R 20-FEM Hauptspannung Messabweichung
Sensor 12L
Sensor 12R
12-FEM Hauptspannung
Sensor 16L
Sensor 16R
16-FEM Hauptspannung
FEM-Validierung
Sensoren - 3 Validierungsstufen
Abweichung FEM vom mittleren
Messwert gerundet auf volle
Prozent:
----------------- Stufe Abweichung
10Nm (-7%)
12er-Sensor 25Nm (-7%)
40Nm (-7%)
-----------------
10Nm (-7%)
16er-Sensor 40Nm (-7%)
70Nm (-7%)
-----------------
10Nm (-4%)
20er-Sensor 45Nm (-4%)
80Nm (-4%)
Abb. 3.41: FEA-Validierung Knöchelsensoren - Berechnete Materialspannungen (Ordinate) aus
DMS-Messungen sowie FE-Stützstellen in Bezug zur Druckkraft (Abszisse)
Die Darstellung der mittels DMS-Messungen berechneten Materialspannungen und der Simulati-
onsergebnisse an den Stützstellen erfolgt über der Vorgabedruckkraft, welche sich aus dem Sa-
gittalmoment über die Formel F.3.7 ergibt (vgl. Abb.3.41). Die FE-Modelle, Randbedingungen,
Materialdaten sowie exemplarische Lastfälle sind im Anhang Abb.A.60 - Abb.A.64 und Tab.A.23
und Tab.A.24 abgebildet.
Die Dimensionierung der Sensoren erfolgte in Kap.3.2.3 Tab.3.4. Die Abweichungen der mittels
FEM an den Stützstellen simulierten Materialspannungen im Vergleich zur Messung liegen deut-
lich unter 10 %. Die Modelle werden als valide angenommen.
Validierung Frontalmomente - Knöchelmessgelenke (ML-Richtung)
Biegemoment in Nm
-30 -25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25 30
Materialspannung in Kraftrichtung in MPa
-250
-200
-150
-100
-50
0
50
100
150
200
250 FEM-Validierung: ML-Biegemomente
17LA3=20L 17LA3=20R 20-FEM Hauptspannung Messabweichung
17LA3=12L
17LA3=12R
12-FEM Hauptspannung
17LA3=16L
17LA3=16R
16-FEM Hauptspannung
FEM-Validierung
ML - 4 Validierungsstufen
Abweichung FEM vom mittleren
Messwert gerundet auf volle
Prozent:
----------------- Stufe Abweichung
17LA3=12 -10Nm (-15%)
-5Nm (-23%)
5Nm (-48%)
10Nm (-34%)
-----------------
17LA3=16 -20Nm (-10%)
-10Nm (-11%)
10Nm (-21%)
20Nm (-20%)
-----------------
17LA3=20 -25Nm (-17%)
-12.5Nm (-46%)
12.5Nm (3%)
25Nm (-7%)
Abb. 3.42: FEA-Validierung ML-Knöchelgelenk - Berechnete Materialspannungen aus DMS-
Messungen sowie FE-Stützstellen in Bezug zum Biegemoment
Im Gegensatz zu allen anderen zu validierenden FE-Modellen erweist sich der ML-Lastfall am
Knöchelgelenk als deutlich komplexer. Das einfache Modell (Anhang A.4.1 Abb.A.7, Tab.A.6) ist
73
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
zur Simulation von prinzipiellen Spannungsverläufen und zur
qualitativen Beurteilung von DMS-Applikationsorten geeignet.
Es eignet sich jedoch nicht zur quantitativen Beurteilung. Das
detailliertere FE-Modell Abb.A.65 Nr.1 (Anhang A.15.2.2) bil-
det die realen Bedingungen noch ungenügend ab. Die simulierte
Materialspannung beträgt mit ca. 50 MPa bei einem Frontalmo-
ment von 20 Nm nach medial nur rund ein Drittel der mittleren
gemessenen Materialspannung von ca. 150 MPa. Der Hauptein-
flussfaktor auf das Modell lässt sich in diesem Fall durch Entfer-
nen der Lagerung sowie Umdrehen der Lasteinleitung und Ein-
spannung identifizieren. Die zweite Iterationsstufe simuliert Ma-
terialspannungen im Bereich der DMS von ca. 210 MPa bei glei-
chem Lastfall. Die simulierten Materialspannungen liegen deut-
lich über den gemessenen. Eine Modelloptimierung im Bereich
des Lagers mit Kontaktsimulation ist erforderlich. Die dritte Ite-
rationsstufe bildet den realen Belastungsfall mit ca. 115 MPa
deutlich präziser ab. Es ist auffällig, dass insbesondere bei den
kleineren Gelenkvarianten (12 und 16 mm) die Hysterese (vgl.
Abb.3.42) deutlich stärker ausgeprägt ist als bei der größten
20 mm Variante. Die Lagerabmessungen17 sind entsprechend der
Gelenkgröße skaliert (vgl. Tab.3.19). Es ist anzunehmen, dass
die Lochleibung der Ursprung der Kennlinienhysterese ist. Je
größer die Kontaktflächen des Lagers sind, desto geringer ist der
Lochleibungsdruck. Die FE-Modelle, Randbedingungen, Materi-
Abb. 3.43: Lager 17LA3=* -
Aufbau, Kontaktbereiche
Tab. 3.19: Lagerabmessungen -
17LA3=*
Größe LB,i LB,a bFB bMB
in in in in
mm mm mm mm
12 6 8 2,45 2,4
16 8 11 3,50 3,0
20 9 12 3,50 3,9
aldaten und exemplarische Lastfälle sind im Anhang Abb.A.65 - Abb.A.67 und Tab.A.5 und
Tab.A.25 hinterlegt. Die Abweichungen der simulierten von den gemessenen Materialspannungen
sind eingangs verhältnismäßig hoch. Durch die Anpassungen des FE-Modells mit Kontaktrechnung
und Bolzenvorspannkraft im Bereich des Lagers, konnte eine deutliche Annäherung von Modell
und Messwerten erzielt werden. Dennoch bleiben Diskrepanzen der Kennlinienverläufe der 12er
und 16er Varianten. Der Ursprung des Plateaus beim Lastrichtungswechsel und die unterschiedli-
chen Kennlinien-Steigungen lassen sich nicht gänzlich klären. Die 20er Varianten weisen annähernd
keine Hysteresen und beim Lastrichtungswechsel einen zum Ursprung fast symmetrischen Kenn-
linienverlauf auf.
Die Gründe für die Unterschiede in den Kennlinienverläufen können mannigfaltig sein:
• Fertigungstoleranzen der modifizierten Gelenkkörper,
• Lagerspiel entlang der gesamten Toleranzkette (vgl. Abb.3.43),
• Lochleibung im Lager.
Die Fertigungstoleranzen können der Ursprung der Intravariabilität sein. Diese ist besonders stark
bei der 16er Variante ausgeprägt. Bei der Fräsbearbeitung der 16er Gelenke gab es technische
Probleme mit dem CNC-Programm, die zu größeren Toleranzen geführt haben. Abweichungen der
DMS-Positionen von den idealen Positionen auf dem Verformungskörper erscheinen als nicht plau-
sibel, da dies geringere Materialspannungen im Vergleich zur Simulation zur Folge haben müsste.
17LB,i - Durchmesser des Lagerbolzens innen; LB,a: Durchmesser des Lagerbolzens außen;
bFB: Dicke des Fußbügels; bMB: Tiefe der Messingbuchse
74
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Den größten Lagerdurchmesser weist die 20er Variante auf, dementsprechend wirken sich absolute
Toleranzen des Lagers geringer aus.
Die schwächsten Elemente der Baugruppe bei Frontalmomenten sind die krafteinleitende Lanzet-
te und der Fußbügel. Die Situation ist vergleichbar mit den Simulationen der Kniegelenke (vgl.
Abb.3.22), hier sind in der Frontalebene ebenfalls die krafteinleitenden Lanzetten die schwäch-
sten Elemente. In den Simulationen fällt der distale Fußbügel durch sehr hohe Materialspannungen
auf (vgl. Anhang Kap.A.15.2.2, Abb.A.67). Bei der gewählten Zwei-Punkt-Kalibrierung liegt das
maximale Kalibriermoment am Einspannadapter auf der Kante des Fußbügels. Unter Annahme
einer maximal zulässigen Materialspannung von 500 MPa übersteigt das Biegemoment an der Ad-
apterkante zum Fußbügel, beim Nennmoment der Kalibrierroutinen (vgl. Tab.3.16 - Tab.3.18), das
maximal zulässige Moment um 126 % beim 12er, um 36 % beim 16er und um 56 % beim 20er Ein-
spannadapter (vgl. Tab.3.20).
Tab. 3.20: Fußbügel 17LA3=* - Festigkeitsbetrachtung Kalibrieradapter (Frontalmoment)
Größe
Flächenträgheitsmoment IML
(Biegung in Frontalebene)
max. Biegemoment
Mb,max Δ
in mm4d in mm theoretisch Adapterkante (M>M
b,max)
12 19,98 2,45 8,2 Nm 18,5 Nm + 126 %
16 83,25 3,50 23,8 Nm 32,4 Nm + 36 %
20 89,68 3,50 25,6 Nm 39,9 Nm + 56 %
Dies legt die Vermutung nahe, dass die Hysterese u. a. durch die Verformungsarbeit am Fußbügel
entsteht. Es konnte aber keine plastische Deformation der Fußbügel festgestellt werden. Obwohl bei
der 20er Variante das maximale Biegemoment deutlich übertroffen wird und auch prozentual höher
liegt als bei der 16er Variante, tritt keine nennenswerte Hysterese bei der Verformungsmessung auf.
Es ist davon auszugehen, dass der Biegemomentverlauf le-
diglich bis zum Lager linear verläuft und ab dem Lager bis
zum Einspannadapter deutlich flacher. Diese Vermutung ließe
sich beispielsweise mit einer DMS-Instrumentierung des Fuß-
bügels des Kalibrieradapters klären. Die Abb.3.44 zeigt die
Verformung im Bereich des Lagers (Übergang vom Fußbügel
zum Gelenkkörper). Letztendlich ist die gesamte Toleranzket-
te (Lagerbolzen, Messingbuchse, Gelenkkörper, Polymerschei-
be, Durchgangsbohrung des Fußbügels, Polymerscheibe,
Abb. 3.44: Kalibrierung
17LA3=12 - Nennmoment
Gelenkkörper, Messingbuchse, Lagerdeckel; vgl. Abb.3.43) relevant. Der Einfluss der Toleranzkette
ist offensichtlich bei kleineren Gelenkgrößen stärker ausgeprägt als bei größeren Abmessungen. Die
Hysterese stellt prinzipiell für die Ermittlung von Maximalmomenten kein Ausschlusskriterium dar,
da der Hysteresebauch im mittleren Messbereich der Kennlinien liegt. Das damit zusammenhän-
gende Lagerspiel ist so lange nicht relevant, wie keine größeren Weg- oder Winkelabweichungen
auftreten, da diese die Wirkung der Orthese beeinflussen würden.
Fazit
Obwohl ein abschließender Beweis des Ursprungs der Hysterese nicht erfolgt und die Validität der
FE-Modelle für Belastungen in der Frontalebene nicht gänzlich belegt werden kann, ist die Bauteil-
sicherheit nach der Modifikation dennoch gegeben, da die gemessenen Materialspannungen deutlich
unter der zulässigen Materialspannung liegen.
Die FE-Simulationen der Knöchelsensorkonstruktionen erweisen sich aber als valide.
75
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.4.4 Validierung der Finite-Elemente-Analysen der Knie-Messgelenke
Qualitative Beschreibung der Kennlinien
Grundsätzlich ist das Verformungsverhalten der Kniegelenke in der jeweiligen Hauptbelastungsrich-
tung (Sagittal-, Frontal- und Transversalebene) linear und bei Wechselbiegemomenten symmetrisch
zum Ursprung (vgl. Anhang Kap.A.14.2).
Die Signalsymmetrie und Linearität der distalen Messbrücke der Frontalebene und der Torsions-
messbrücke sind besonders ausgeprägt:
• Das Torsionssignal erreicht ±(0,4 ±0,1) mV/V.
• Das Signal ML-distal erreicht ±(0,8 ±0,2) mV/V.
Es gibt aber Einschränkungen der übrigen Messsignale hinsichtlich der Signalsymmetrien, der
Linearität und der Umkehrspannen:
• Der Signalhub AP-distal erreicht ±(0,6 ±0,1) mV/V mit ausgeprägter Hysterese. Die Li-
nearität ist nicht gänzlich gegeben und die Kennlinien sind nicht streng symmetrisch zum
Ursprung.
• Das Messsignal ML-proximal weist einen Signalhub von ±(1,0 ±0,2) mV/V bei insgesamt
schlechter Linearität auf. Die 16er und 20er Varianten weisen verhältnismäßig große Um-
kehrspannen auf.
• Das Signal AP-proximal erreicht beim maximalen Flexionsmoment ca. -0,3 mV/V und beim
maximalen Extensionsmoment ca. (0,6 ±0,1) mV/V. Die Kennlinie besitzt am Ursprung einen
Knick, sie weist beim Lastrichtungswechsel unterschiedliche Steigungen auf. Zusätzlich weist
die Kennlinie Hysterese bei Extensionsbelastungen auf.
Validierung Sagittalmomente - Kniemessgelenke (AP-distal)
Biegemoment in Nm
-40 -30 -20 -10 0 10 20 30 40
Materialspannung in Hauptrichtung in MPa
-100
-75
-50
-25
0
25
50
75
100 FEM-Validierung: AP-Biegemomente (Kniegelenke distal)
17LK3=L20 17LK3=R20 20-FEM Hauptspannung Messabweichung
17LK3=L12
17LK3=R12
12-FEM Hauptspannung
17LK3=L16
17LK3=R16
16-FEM Hauptspannung
FEM-Validierung
AP - 4 Validierungsstufen
Abweichung FEM vom mittleren
Messwert gerundet auf volle
Prozent:
----------------- Stufe Abweichung
17LK3=12 -20 Nm (-4.3%)
-10 Nm (-4.3%)
10 Nm (-4.3%)
20 Nm (-4.3%)
-----------------
17LK3=16 -25 Nm (-1.8%)
-12.5 Nm (-1.8%)
12.5 Nm (-1.8%)
25 Nm (-1.8%)
-----------------
17LK3=20 -35 Nm (-9.5%)
-15 Nm (-7%)
15 Nm (-7%)
35 Nm (-9.5%)
Abb. 3.45: FEA-Validierung Knie AP-distal - Berechnete Materialspannungen aus DMS-
Messungen sowie FE-Stützstellen in Bezug zum Vorgabe-Biegemoment
Die FE-Modelle, Randbedingungen, Materialdaten und exemplarische Lastfälle sind im Anhang
Abb.A.54, Abb.A.55, Tab.A.5 und Tab.A.21 abgebildet. Die Dimensionierung des distalen Elements
erfolgte in Kap.3.2.4 in Tab.3.7. Alle Messkurven weisen Hysterese auf. Die Variabilität zwischen
76
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
linker und rechter Variante der kleinsten Messgelenkgröße (12 mm) ist am geringsten. Das Verfor-
mungsverhalten der 20er Größe weist insbesondere bei Extensionsmomenten Abweichungen auf.
Insbesondere weisen die 16er distalen Elemente deutliche Variabilitäten auf. Prinzipiell spiegeln die
Verformungskurven die Dimensionierungen wider und verhalten sich bei Wechselbiegebelastungen
aufgrund der symmetrischen Fräsbearbeitungen symmetrisch zum Ursprung. Die Abweichungen
der Materialspannungen der FEAs an den Stützstellen liegen deutlich unter 10 % im Vergleich zu
den Messungen (Mittelwerte der Hysterese).
Validierung Frontalmomente - Kniemessgelenke (ML-distal)
Biegemoment in Nm
-25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25
Materialspannung in Kraftrichtung in MPa
-150
-100
-50
0
50
100
150 FEM-Validierung: ML-Biegemomente
17LK3=L20 17LK3=R20 20-FEM Hauptspannung Messabweichung
17LK3=L12
17LK3=R12
12-FEM Hauptspannung
17LK3=L16
17LK3=R16
16-FEM Hauptspannung
FEM-Validierung
ML - 4 Validierungsstufen
Abweichung FEM vom mittleren
Messwert gerundet auf volle
Prozent:
----------------- Stufe Abweichung
17LK3=12 -10 Nm (8.8%)
-5 Nm (7.6%)
5 Nm (5.9%)
10 Nm (7.9%)
-----------------
17LK3=16 -15 Nm (7.7%)
-7,5 Nm (6.1%)
7,5 Nm (6.4%)
15 Nm (6.1%)
-----------------
17LK3=20 -18 Nm (5.2%)
-8 Nm (7.2%)
8 Nm (5.3%)
18 Nm (5.2%)
Abb. 3.46: FEA-Validierung Knie ML-distal - Berechnete Materialspannungen aus DMS-
Messungen sowie FE-Stützstellen in Bezug zum Vorgabe-Biegemoment
Die FE-Modelle, Randbedingungen, Materialdaten und exemplarische Lastfälle sind im Anhang
Abb.A.56 - Abb.A.59, Tab.A.5 und Tab.A.22 abgebildet. Die Konzipierung des distalen Elements
für Belastungen in der Frontalebene erfolgte in Kap.3.2.4 Tab.3.8.
Die Messkurven weisen nur geringe Hysteresen auf bei ebenfalls geringer Variabilität von linker
und rechter Variante. Die Variabilitäten der Verformungsverhalten der verschiedenen Gelenkgrö-
ßen entsprechen annähernd den Verhältnissen der Widerstandsmomente (WML =IML/a)der
modifizierten distalen Elemente (vgl. Tab.3.8, S.56).
Fazit
Die Verformungsmessungen bei Sagittalmomentbelastungen der distalen Elemente lassen eine Va-
lidierung der FE-Modelle und Simulationen aufgrund von Hysteresen nur bedingt zu. Tendenziell
ist die Validität aber gegeben. Mögliche Hysteresequellen werden im Kapitel 3.7 beschrieben und
diskutiert. Bei Frontalmomentbelastungen liegen die Abweichungen der Materialspannungen an
den mittels FEM simulierten Stützstellen im Vergleich zur Messung deutlich unter 10 %. Die FE-
Modelle werden als valide angenommen.
Schlussbemerkung
Die Validierung von FE-Modellen mittels DMS-Messungen ist grundsätzlich mit Unsicherheiten ent-
lang der gesamten Messkette und der Modellannahmen behaftet. Einerseits wirkt ein breites Spek-
trum von Einflussfaktoren auf die gemessenen Verformungen der Messgelenke (Kap.3.5.4 Abb.3.57),
andererseits sind die Vorgabe-Kalibriermomente (vgl. Kap.3.3.4) und die Modellierungen (Rand-
77
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
bedingungen, Elemente, Vernetzungen,...) der zu simulierenden Volumenkörper sowie die korrekte
Wahl der Messgitterbereiche der DMS im Modell mögliche Einflussfaktoren auf die Validierungs-
untersuchungen.
Alle Kalibrierkennlinien (Anhang A.14) zeigen qualitativ keine Unterschiede zwischen den Hysterse-
zyklen in Hauptrichtung. Es zeigen sich keine Erstdehnungseffekte („Setzungserscheinungen“). Die
Zyklenzahl wird für die Validierungen der Gelenkkalibrierungen und Quersprech-Evaluierungen
(vgl. Kap.3.4.5) auf einen Zyklus reduziert, da wiederholte Kalibrierzyklen keinen Vorteil brachten.
Die Vorteile der Reduzierung auf einen Hysteresezyklus liegen in einem geringeren Prüfaufwand und
der Vermeidung von möglichen „Pseudo“-Hysteresen durch auseinanderlaufende Zeitreihen von zwei
parallelen Messsystemen, der Messelektronik des iOGs und der Messelektronik der Kalibrierstände
(vgl. folgendes Kapitel 3.4.5).
3.4.5 Validierung der Kalibrierung und Quersprechen
Kalibrier-
stand
iOG -
Messsystem
Moment
(richtiger
Wert)
Weg-
Regelung
digitaler Messwert
3D-Momente
±U(M)
Abb. 3.47: Black-Box Messkette - Validierung der Kalibrierung
Die Validierung der Kalibrierung Abb.3.39 Fall B nach dem Schema Abb.3.47 erfolgt nach der Pro-
grammierung der Kennlinien der integrierten Messgelenke. Die Bestimmung der Messabweichungen
(Kennlinienabweichung vom Kalibriermoment, dem richtigen Wert) der Messgelenke erfolgt durch
Angabe der Messgenauigkeit unter Wiederholbedingungen. Unter Wiederholbedingungen werden
die Parameter (Bearbeiter, verwendete Geräte, Kalibrierung der Geräte, Umgebungsbedingungen
und Zeitabstände zwischen den Messungen) konstant gehalten ([27, S.8], [17, S.8], [21, S.4]). Die
Wiederholpräzision quantifiziert die Streuung unter Wiederholbedingungen und ist in diesem Kon-
text ein Maß für die Präzision der Kalibriermodelle der iOGs.
„Vergleichsbedingungen“, Variation von Prüfer und verwendeten Kalibrierständen, werden nicht
hergestellt. Der Aufwand für eine Validierung der Kalibriermodelle der iOGs durch ein externes
Kalibrierlaboratorium wäre nicht gerechtfertigt, da der Einsatz des Gelenks am Patienten und der
Nachweis der Funktionalität des Messkonzepts noch nicht erbracht wurde. Dementsprechend ent-
fällt die Angabe der Vergleichspräzision.
Die Bezugswerte der Kalibrierstände (tKS/ rKS) wurden als richtige Werte im Kap.3.3.5 festgelegt
([17, S.4]). Für Vergleichszwecke wird die Abweichung des Vorgabe-Kalibriermoments vom wahren
Wert als vernachlässigbar betrachtet.
Die Validierung der kalibrierten Messgelenke erfolgt in Anlehnung an DIN EN ISO/IEC 17025:2005
(Pkt.5.4.5 Validierung von Verfahren; [26, S.40]).
Kennlinien der kalibrierten integrierten Messgelenke
Die Charakterisierung der kalibrierten Messgelenke erfolgt in einem ersten Schritt vergleichbar
zum Kapitel 3.4.2 mit dem Unterschied, dass die auf dem iOG befindlichen Verstärkerelektroni-
ken belastungsrichtungsabhängige Verstärkungsfaktoren aufweisen und damit das Quersprechen
unterschiedlich gewichtet wird. Zusätzlich beeinflussen die auf dem ADU gespeicherten Kalibrier-
modelle die vom iOG angezeigten Messwerte (Abb.3.47). Die Kennlinienaufnahme deckt 80% des
Wechselbiege-Nennmoments ab, damit Sättigungseffekte im Falle von Nullpunktsverschiebungen
78
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
vermieden werden (vgl. Versuchsplan Anhang Kap.A.16, Tab.A.26). Die Kennlinien dienen der
visuellen Kontrolle der Kalibrierungen, der Fehlererkennung vor Messdurchführungen und der Va-
lidierung. Die Kennlinien der integrierten Messgelenke werden nicht aufgeführt, da sich diese nur
geringfügig durch das gewählte Kalibriermodell und die Gewichtung von den Verformungskennlini-
en unterscheiden (vgl. Abb.A.18 - Abb.A.53). Stattdessen werden die Kennlinien wie nachfolgend
beschrieben für die Bestimmung der Kalibrierhaltigkeit dargestellt (Anhang A.16).
Validierung der Kalibrierung - quantifiziert
In einem zweiten Schritt wird die Kalibrierhaltigkeit der iOGs durch Differenzbildung von kali-
brierten Messwert in Hauptbelastungsrichtung und dem Vorgabemoment (richtiger Wert) des Ka-
librierstandes visualisiert. Für eine bessere Darstellungsform wird eine „einfache“ Tiefpassfilterung
gewählt (gleitender Durchschnitt - näheres zur Festlegung siehe Anhang A.16.2).
Im Idealfall wäre die Differenz infinitesimal klein. Aufgrund eines breiten Spektrums an Einflussfak-
toren auf die Messwerte der iOGs (vgl. Kap.3.5.4, Abb.3.57) und Bedienereinflüsse bei der Ka-
librierung treten Abweichungen auf. Die Quantifizierung dieser Abweichungen erfolgt in Anleh-
nung an VDI/VDE/DKD 2638 und VDI/VDE/DGQ/DKD 2622 anhand folgender Kennwerte (vgl.
Abb.3.48; [95], [94]):
•SpW: Spannweite der Abweichung der Hauptbelastungsrichtung (absolut in Nm),
•max: Maximalwert in positiver Richtung (absolut in Nm),
•min: Minimalwert in negativer Richtung (absolut in Nm),
•νW0: Relative Nullsignalhysterese in % - Nullsignaldifferenz nach einem Wechselbiegemoment-
zyklus bis Nennmoment (vgl. Tab.A.26 Anhang) bezogen auf das Nennmoment,
•ν+0,5: Umkehrspanne (Differenz zwischen aufsteigendem und absteigendem Moment) bei der
Hälfte des Nennmoments (0,5·Mnom)in%,
•ν−0,5: Umkehrspanne bei der Hälfte des negativen Nennmoments des Sensors in %.
Die Hauptbelastungsrichtung
(Differenzbildung) bezieht sich auf
die Primär-Ordinate, das Quer-
sprechen wird auf der Sekundär-
Ordinate abgebildet. Für die
Querrichtung werden ebenfalls
die Spannweite sowie die Minima
und Maxima erfasst. Mögliche
Kalibrierungs-, Konfigurationsfeh-
ler, ungeeignete Kalibriermodelle
oder eine ungeeignete Wahl der
Kalibrierpunkte werden durch
die Validierung identifiziert und
können, falls erforderlich, durch
Abb. 3.48: Kennwerte - Validierung Kalibrierung und Quer-
sprechen (exemp. 17LA12(R))
eine Neukalibrierung behoben werden. Da die Ermittlung der Kalibrierhaltigkeit stets 80 % des
gesamten Messbereichs abdeckt, ist die Umkehrspanne (der Hysteresebauch) voll ausgeprägt.
Die Spannweite stellt die absolute/ maximale Messabweichung dar und kann beliebige Kennlini-
enabweichungen erfassen (z. B. Anhang A.16 Abb.A.69, Abb.A.75, Abb.A.78). Anders als bei der
vergleichenden Untersuchung von Inertialsensormodul (IMU) und Ganganalyse (ab Kap.4.3.2) be-
stehen zwischen Vorgabemoment und gemessenen Moment des iOGs nur teilweise lineare Abhän-
79
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
gigkeiten. Häufig treten nichtlineare Kennlinienverläufe der Residuen auf. Dies macht eine einheit-
liche Bewertungsmethodik und Beschreibung schwierig. Da die Kalibrierungen auf die jeweiligen
Nennmomente erfolgen, stimmen die Messwerte an den Messbereichsgrenzen mit denen des Vor-
gabemoments stets gut überein. Die Hysteresebäuche und Kennlinienabweichungen treten häufig
in mittleren Lastbereichen und an den Umkehrpunkten beim Lastrichtungswechsel auf. Es wird
auf polynomische funktionelle Zusammenhänge höheren Grades verzichtet und stattdessen ein ab-
soluter Bereich als Messunsicherheit der iOGs definiert. Das Quersprechen wird erfasst und als
Kennlinie dargestellt, aber nicht bewertet.
Tab. 3.21:
Messunsicherheiten Knöchel-iOG
Größe
Hauptbelastungsrichtung
AP ML Torsion
in Nm in Nm in Nm
12 ±1,5±2,0±1,0
16 ±3,0±2,0±1,0
20 ±2,5±1,0±1,5
Tab. 3.22:
Messunsicherheiten Knie-iOG
Größe
Hauptbelastungsrichtung
AP in Nm ML in Nm Torsion
proximal distal proximal distal in Nm
12 ±15 ±1,5±2±0,5±0,5
16 ±7,5±2,5±3,5±0,5±0,5
20 ±7,5±6±3,5±0,5±1
Die angegebenen Messunsicherheiten in den Tab.3.21 und Tab.3.22 für die Knöchel- und Knie-
iOGs entstammen der Kennlinienevaluationen mit den benannten Kennwerten aus Abb.3.48. Alle
Kennlinien und die daraus ermittelten Kennwerte sind im Anhang A.16 Abb.A.68 bis Abb.A.103
aufgeführt.
Die tabellierten Werte wurden auf 0,5 Nm aufgerundet und sind jeweils für die linke und rechte
Variante der iOGs einer Größe gültig.
Das Quersprechen ist nicht stark ausgeprägt und liegt in der Regel unter ±3 Nm bei voller Messbe-
reichsausnutzung. Für einzelne Belastungsrichtungen ist annähernd kein Quersprechen vorhanden.
Es gibt folgende Ausnahmen:
• Insbesondere die 12 mm Knöchelgelenke (links/ rechts) weisen bei Sagittalmomenten ein hohes
Quersprechen des Torsionssignals auf (Abb.A.68, Abb.A.71).
• Alle Kniegelenke weisen bei Frontalmomenten ein hohes Quersprechen auf der proximalen
AP-Messbrücke auf. Der Grund liegt in der Auslegung als Diagonalbrücke. Aufgrund der
Konstruktion des Gelenks war keine andere technologische Lösung umsetzbar.
• Alle Kniegelenke weisen bei Transversalmomenten ein erhöhtes Quersprechen auf der proxi-
malen ML-Messbrücke auf. Der Grund liegt darin, dass der distale Gelenkkörper bei Torsions-
einleitung den proximalen Gelenkkörper über das Lager aufdehnt.
Gelenkmomente, die im Bereich der Messunsicherheiten der iOGs (Tab.3.21 und Tab.3.22) liegen,
werden von der messtechnischen Erfasssung ausgenommen. Für diese Messbereiche ist das Messge-
lenk nicht geeignet.
Die Messgelenke wurden für kombinierte Lastfälle nicht evaluiert, deshalb kann diesbezüglich keine
Aussage getroffen werden.
80
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Problembeschreibung 17LK3=L12 proximale Messbrücke, Sagittalmoment
Abb. 3.49: Problembeschreibung - AP-Messsignal proximal 17LK3=L12
Die proximalen Messbrücken für die Sagittalmomenterfassung der 12 mm Kniemessgelenke sind
aufgrund von plastischer Deformation nicht nutzbar. Die Verformungskennlinien (Kap.3.4.2, vgl.
Anhang A.14 Abb.A.36 und Abb.A.40) der Messgelenke zeigten bei Sagittalmomenten keine Auf-
fälligkeiten. Die nachfolgenden Validierungsmessungen der kalibrierten Knie-iOGs weisen für die
proximalen Sagittalmomente starke Abweichungen auf (vgl. Anhang A.16 Kennlinie Abb.A.86 und
Abb.A.89). Der Grund liegt in einer plastischen Deformation des proximalen Endes (der ventralen
Kante) des Gelenkkörpers (vgl. Abb.3.49 A).
Die Ursachen des Auftretens der plastischen Verformung sind:
• Bedingt durch das Zwei-Punkt-Kalibrierverfahren entsteht das höchste Biegemoment am pro-
ximalen Ende des Gelenks, da die Krafteinleitung von distal erfolgt. Der Biegemomentverlauf
mit den höchsten Materialspannungen am proximalen Ende des Gelenks ist im Kap.3.2.4
Abb.3.21 ersichtlich.
• Bedingt durch eine zu große Toleranz der Lanzettenpassung des Kalibrieradapters, stützt
sich die Lanzette am distalen Ende nicht gänzlich in der Lanzettenfassung ab (Abb. 3.49 B,
C). Die Folge ist eine hohe Kraftwirkung/ Biegespannung an der proximalen Kante (A) des
Gelenkkörpers, welcher infolgedessen plastisch verformt wird.
Da die Kennlinienverzerrungen des proximalen Sagittalmoments der rechten Variante (R12) gerin-
ger sind als die der linken (vgl. Abb.A.89 vs. Abb.A.86), könnte die plastische Verformung auch
durch eine Überlast (grober Fehler bei der Kalibrierung) aufgetreten sein bzw. wurde diese zusätz-
lich durch die vorgenannten Gründe begünstigt. Da bei der initialen Verformungsmessung mit drei
Hysteresezyklen (Kalibriervariante A) keine plastische Verformung eingetreten ist, ist ein grober
Fehler bei der Kalibrierung nicht auszuschließen.
Entscheidung
Dieser Fehler lässt sich durch den Austausch der proximalen Gelenkkörper der Kniemessgelenke
(L12/ R12), durch den Austausch der Lanzette des Kalibrieradapters und auch durch eine Umstel-
lung des Kalibrierverfahrens auf ein Drei-Punkt- oder Vier-Punkt-Kalibrierverfahren beheben. Die
mit diesen Maßnahmen verbundenen Aufwände wären enorm. Da an beiden Messgelenken (linker
und rechter Variante) die distalen Sagittalmoment-Messbrücken funktionsfähig sind, werden vorerst
keine weiteren Maßnahmen ergriffen. Die proximalen Sagittalmomente der 12 mm Kniemessgelenke
werden deshalb nicht zur Belastungsanalyse herangezogen.
81
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.4.6 Konformitätsbewertung der instrumentierten Orthesengelenke
Die Orthesen-Systemgelenke sind entsprechend der gültigen MDR als Medizinprodukte der Klasse I
mit geringem Risikopotenzial zu klassifizieren. Ausnahmen oder Einschränkungen sind für Orthe-
sensystemgelenke nicht zutreffend (vgl. Kap.2.2).
Die ursprünglichen Gelenke 17LA3=*/ 17LK3=* haben durch die vorgenommene Anpassungskon-
struktion die Gültigkeit der Konformitätsbewertung des Herstellers und damit die Gültigkeit des
CE-Kennzeichens verloren, welches dementsprechend vom Gelenkkörper entfernt wurde.
Aufgrund der Zusatzfunktionen
• Messung der Orthesen-Gelenkmomente,
• Messung von Beschleunigungen, des Beinwinkels zur vertikalen Achse im Raum und der RZP,
ist abzuklären, ob sich der rechtliche Status des Klasse I Orthesengelenks zur Klasse Im (Medizin-
produkt mit Messfunktion) ändert.
Die Zusatzfunktionen ändern den rechtlichen Status der Messgelenke nicht. Damit ein Medizin-
produkt den rechtlichen Status „Medizinprodukt mit Messfunktion“ erhält, müssen drei Kriterien
gemeinsam erfüllt werden (nach MEDDEV 2.1/5; [30]). Ein Kriterium wird nicht erfüllt, da physio-
logische/ anatomische Parameter durch die Messfunktionen nicht erfasst werden. Die ursprüngliche
Klassifizierung (Klasse I) bleibt deshalb unverändert.
Es ist eine Anpassung und Ergänzung der bestehenden Risikoanalyse des Herstellers erforderlich
(vgl. Tab.3.23; [32, Anhang I, Kap.I Abs.3]).
Tab. 3.23: Ergänzung der Konformitätsbewertung - angepasste Risikoanalyse 17LK3/LA3=*
Gefahrenquelle
pot. Fehler,
-> Ereignisfolgen,
-> Schaden
Ursachen Maßnahmen getroffene Maßnahme
Verlust der
mechanischen
Unversehrtheit
Bruch durch
Überlast
Konstruktions-
fehler:
Strukturfestigkeits-
analayse: FEA:
•Teile zu schwach •statische statische
-> Kraft- und ausgelegt, Grenzfestigkeit Festigkeitsanalyse
Momentkopplung •ungünstige •dynamische mittels valider FEM
von Orthese und Geometrie Verschleiß-
Gelenk gehen (Kerbwirkung) festigkeit
verloren,
-> Patient stürzt, Fertigungsfehler Sichtprüfung,
Prüfung der Bauteilabmessungen
-> Sturzverletzung. Materialfehler Sichtprüfung, Material vom zertifizierten
Hersteller (DIN EN ISO 9001:2015)/ mit
Prüfbescheinigung (DIN EN ISO 10204:2005)
Verlust oder Bruch des Anwenderfehler (Bsp. Sicherheitshinweis in Messsystem-
Abbau der DA-Sensors, Patient mit höherem Gebrauchsanleitung einweisung
Funktion Gewicht als zugelassen)
(nur 17LA3=*) Verformung des Prozessfehler beim Überwachung und Dokumentation der
DA-Sensors Härten des Sensors, Härtungsparameter (Anhang Kap.A.5.2)
therm. Spannungen
Rissbildung
82
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Risikobewertung der Konstruktionsanpassung
Aufgrund der fehlenden dynamischen Festigkeitsprüfung wird durch die Konstruktionsanpassungen
ein minimal erhöhtes Gefährdungspotenzial angenommen. Da der bestimmungsgemäße Gebrauch
der Messgelenke die Durchführung von Messungen unter Aufsicht und kein Dauerbetrieb ist, wird
eine dynamische Festigkeitsbewertung als nicht zwingend erforderlich gesehen.
Durch Anwendung der Risikoanalyse auf Grundlage valider FE-Simulationen hat sich herausge-
stellt, dass die Konstruktionsanpassungen der Gelenkkörper die Sicherheit der Baugruppen bei
bestimmungsgemäßen Gebrauch zu Messzwecken nicht beeinträchtigen.
Risikobewertung der Zusatzkomponenten
Die lateral auf den Gelenken angebrachte Elektronik verbreitern diese partiell um bis zu 15 mm.
Darüberliegend wird eine je eine Messelektronik auf die Gelenke aufgesteckt (vgl. Abb.3.55). Insge-
samt ist das iOG im Vergleich zum Originalgelenk (Knie/ Knöchel) nach lateral 38 mm breiter. Es
könnte die Gefahr des Hängenbleibens mit der lateral auf das Orthesengelenk aufgesteckten Elek-
tronik an Gegenständen oder ähnlichem bestehen. Das Risiko wird aber als gering eingeschätzt.
Wäre eine Klassifizierung als Klasse Im Produkt erforderlich, dann werden die Forderungen aus
der MDR bezüglich Medizinprodukten mit Messfunktion (vgl. Tab.3.24) prinzipiell erfüllt. Von der
Messfunktion geht demnach kein erhöhtes Gefährdungspotenzial für den Patienten aus.
Tab. 3.24: Medizinprodukt mit Messfunktion - Forderungen aus [32]
Forderung Erfüllt
• Ausreichende Genauigkeit
• Grenzen der Genauigkeit angegeben
• Messwerte in gesetzlichen Einheiten ausgedrückt
• Beschreibung der Methoden, mit denen die in den
Spezifikationen angegebenen Genauigkeit
gewährleitstet wurde.
• Betrieb durch Anschluss an ein anderes Produkt ()
(Beschreibung der Verbindung/ Konfiguration)
Maßnahmen
• Die technische Dokumentation ist um die durchgeführten Konstruktionsänderungen, die mög-
lichen Risiken, die Messfunktion und die Knöchelsensoren zu erweitern.
• Die elektrische Sicherheit und elektromagnetische Kompatibilität (Anhang II Abs.6.1(b); [32])
nach der gültigen Norm IEC 60601-1-2:2014 (u. a. Störemission und Störempfindlichkeit) ist
zu erfüllen ([12]).
Konsequenzen
• Die Klassifizierung als Medizinprodukt Klasse I bleibt unverändert.
• Durch die vorgenommen konstruktiven Änderungen (die Gelenkmodifikationen, die Neu-
konstruktionen der Knöchelsensoren und die nach lateral verbreiterten Messgelenksysteme)
oder durch die Messfunktionen, lässt sich keine Gefährdung des Patienten ableiten.
• Erst nach Erfüllung der Prüfungen zur elektrischen Sicherheit und der elektromagnetischen
Kompatibilität ist das Konformitätsbewertungsverfahren vollständig.
• Keine CE-Vergabe ohne abgeschlossenes Konformitätsbewertungsverfahren. Das Inverkehr-
bringen der Messgelenke ist nicht gestattet, deshalb erfolgen die Messungen nur im Labor.
83
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.5 Gesamtmesssystem
3.5.1 Messmethodik - Belastungsanalyse an Orthesengelenken
Definition des übergeordneten Ziels
Die Grundgedanken des modularen „mobilen“ Messkonzepts sind:
• Die Modularität ermöglicht Messungen mit der Originalorthese des Patienten in bestehender
Konfiguration (Parametrierung).
• Der Zugang zu einem größeren Probandenkollektiv.
• Ein geringerer Aufwand und geringere Kosten.
• Keine Eingewöhnungszeit, bestenfalls „vergisst“ der Patient das Messsystem und bewegt sich
wie alltäglich mit seiner Orthese.
• Die Möglichkeit der synchronen Erfassung von Orthesengelenkmomenten und der Gelenkki-
netik mittels instrumenteller Ganganalyse sowie „mobile“ Messungen im Feld.
Die Messdaten sollen eine objektive Entscheidungsgrundlage für eine optimale Orthesenkomponen-
tenwahl und -konfiguration bilden. Die Messgelenke sollen sowohl in Testorthesen als auch in Origi-
nalorthesen zum Einsatz kommen. Es ist das langfristige Ziel basierend auf den Datenerhebungen
die Versorgungsqualität durch optimierte Orthesenkonfigurationen oder durch Neuentwicklungen
zu verbessern.
Messmethodik
Abb. 3.50: Messmethodik - Gesamtmesssystem aus [90](Bildquelle [D])
Da die klinische Bewegungsanalytik keine Rückschlüsse auf die auftretenden Momente im Paral-
lelsystem Orthese zulässt, werden zeitgleich zur instrumentellen Ganganalyse die Orthesengelenk-
momente direkt an den Gelenken mittels instrumentierter Orthesengelenke (iOGs) messtechnisch
erfasst (vgl. Abb.3.50).
84
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Im Bereich der Individualorthetik sind die Orthesen (hier AFOs und KAFOs) spezifisch auf die
Bedürfnisse der Patienten und die erforderlichen Wirkmechanismen abgestimmt (siehe Kap.2.3.3).
Für die Messungen eignen sich ausschließlich „gelenkige“ Individualorthesen mit dem Gelenktyp
17LA3/17LK3=(12/16/20) als gemeinsames Element. Diese Gelenke werden gegen die Messgelenke
für den Zeitraum der Messung ausgetauscht. Die Methodik sieht vor, Messungen im Ganglabor und
im Feld durchzuführen. Alle Systeme sind Teil eines Funk-Netzwerks, welches durch ein zentrales
Element, den Router, verwaltet wird (vgl. Abb.3.51 A). Die Laufstrecke im Labor wird auf 10 Meter
festgelegt, davon sind 2 Meter Anlauf-, 6 Meter Messstrecke und 2 Meter Auslaufzone. Die An- und
Auslaufzone soll eine möglichst gleichmäßige Ganggeschwindigkeit im Bereich der Messstrecke si-
cherstellen. Die Messstrecke ist durch die Lichtschranken auf Unterschenkelhöhe begrenzt, die die
Messungen starten und stoppen (B). Die Originalorthese des Patienten in uni- oder bilateraler Aus-
führung wird durch den Einbau der Messgelenke instrumentiert und damit zur Messorthese (C).
Der in das Netzwerk integrierte mobile Trigger (D) startet und stoppt sowohl die instrumentelle
Ganganalyse (E) als auch eine zusätzliche Videokamera (F). Alle Messsysteme werden zeitgleich
nach Auslösung der Lichtschranken gestartet und die Daten an den PC (G) übertragen.
Abb. 3.51: Blockdiagramm - Messkonzept
Des Weiteren sieht die Methodik Messungen im Feld vor („Stand-Alone“), die sich nicht auf das
Ganglabor beschränken. Es ist das Ziel, möglichst realitätsnah das Bewegungsumfeld der Patienten
nachzustellen oder direkt im Alltag zu messen. Die realen Belastungen (sog. Activities of Daily
Living) sollen ähnlich der Studie von Andrysek et al. (2014; [4]) mit einer verbesserten Messtechnik
erfasst werden. Es ist zu erwarten, dass die für Orthesenkomponenten schädlichen Lasten insbe-
sondere durch zufällige Einflüsse (wie Ausrutschen, Vertreten, Aufsteh- und Hinsetzbewegungen)
auftreten. Insbesondere bei Patientenmessungen im Feld ist es sinnvoll, ein visuelles Feedback in
Form eines Videos zeitgleich zur Orthesenbelastungsmessung aufzuzeichnen (Abb.3.51 F), dadurch
wird die Dateninterpretation im Nachgang erheblich erleichtert.
85
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.5.2 Anforderungen und Funktionen des Gesamtmesssystems
Die wichtigsten Anforderungen an das Gesamtmesssystem sind in Tabelle 3.25 aufgeführt.
Tab. 3.25: Wichtigste Anforderungen an das Gesamtmesssystem
Anforderung F/W
Bedienung
Betrieb des Messsystems durch eine Person W
Geringer Aufwand, kurze Rüstzeit (Orthesenumbau und Inbetriebnahme) W
Möglichst intuitive Bedienung, einfache Handhabung W
Messtechnik (Verformungskörper, Messelektronik, Kamera)
Abtastrate für dynamische Messungen mind. 100 Hz F
Abtastrate soll identisch oder ein Vielfaches der Ganganalyse betragen F
Möglichkeit der Synchronisation aller Systeme F
Akzeptanz
Keine Einschränkung der Bewegung und Aktivität des Patienten durch die Messtechnik (rück-
wirkungsfrei)
F
- Geringes Zusatzgewicht durch die Messtechnik F
- Keine störenden Kabel, keine zusätzlichen Gurte, keine Bauchtaschen oder Rucksäcke F
für die Messtechnik
- Geringes Volumen der Messtechnik F
Anwendung
Modularer Einbau in die Originalorthesen F
Messung der Orthesengelenkmomente am Köchel und Knie F
Instrumentierung von Orthesen mit 12, 16 und 20 mm Schienenbreite F
Valide Messungen: Messfehler sollten schon während der Messung erkennbar sein F
Einsatz auch im Feld - Messbetrieb in natürlicher Umgebung, „Stand-Alone“ F
Weitere Anforderungen
Keine Gefährdung des Patienten F
Keine Beschädigung der Orthese durch die Messtechnik F
Einheitliche Datenstruktur für Messdatenauswertung F
Geringe Kosten W
Funktionen des Gesamtmesssystems
Das in der Messmethodik (Abschnitt 3.5.1) beschriebene Gesamtsystem lässt sich in Anlehnung an
VDI 2221, VDI 2206, Lindemann und Naefe in mehrere Teilsysteme strukturieren (siehe Abb. 3.52
Black-Box Modelle; [68, S.74], [61, S.118], [92], [91]):
• Patient und die Orthese (das Mensch-Orthese Interface),
• Messgelenke und die Messelektronik (das iOG-Messsystem),
• Videokamera,
• Lichtschranken,
• Ganganalyse und
• PC mit Software.
Das Mensch-Orthese Interface, das iOG-Messsystem und die Datenanalyse (Post-processing auf
dem PC mit Software) stehen im Fokus dieser Arbeit. Die separate Videokamera ist für Messungen
im Feld und die nachfolgenden Datenanalysen bedeutend. Die Teilsysteme Lichtschranken, Sende-
86
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
und Empfangseinheit, mobiler Trigger (vgl. Abb.3.51 A, B, D) und die instrumentelle Ganganaly-
se (E) werden im Rahmen dieser Arbeit nicht weiter ausgeführt. Der PC mit Software sowie die
gesamte Softwareentwicklung sind ebenfalls nicht Bestandteil dieser Arbeit.
PC +
Software
Patient Orthese Messgelenke
Lichtschranken
Messelektronik
Ganganalyse
Videokamera
Kräfte
Momente
Kräfte
Momente
3D Gelenk-
momente
Trigger
Energie
Energie
Auslösung
Energie
Energie
frames
config
Energie
Licht
Daten
visuelles
Feedback
Funk-
Daten
iOG-Messsystem
Mensch-Orthese Interface
(Energie)
Anweisung
Abb. 3.52: Funktionsdiagramm Gesamtmesssystem
Der Ursprung der Ausgangsgrößen der Messelektronik, der Ganganalyse und der Videokamera des
Gesamtsystems ist der Patient. Die Eingangsgrößen des Gesamtsystems sind Energie und die An-
weisungen zur Versuchsdurchführung mit den damit verbundenen Bewegungen des Patienten. Der
Patient leitet über die Anlagepunkte der Orthesenschalen und Gurte sowie durch Reibung Kräfte
und Momente in die Orthese ein, welche über das Fußteil und die Orthesenschienen in die Messge-
lenke eingeleitet werden. Der Mensch, die Orthese und deren Schnittstelle bilden die entscheidende
Einheit, deren Einflussparameter bereits im Kapitel 2.3.3 u. a. in Abb.2.15 ausführlich dargelegt
wurden.
Die kalibrierten Messgelenke werden, wie alle anderen technischen Systeme, mit Energie versorgt
und liefern als Ausgang die zur Ganganalyse synchronisierten Biege- und Torsionsmomente in Be-
zug auf die festgelegte Richtungskonvention (vgl. Kap.3.4, Abb.3.40). Die Messelektronik tastet
die Kinetik- und Kinematikdaten mit 100 Hz18 ab. Die Messelektronik sendet die Daten über eine
Funkschnittstelle an den PC.
Der Patient löst bei der Versuchsdurchführung die Lichtschranken aus, welche mittels eines Trigger-
impulses alle Teilsysteme (Messelektronik der iOGs, Ganganalyse und Videokamera) starten und
stoppen.
Die Daten aus der Ganganalyse werden nicht weiter spezifiziert, da diese individuell konfigurierbar
sind. Die Daten werden in einem geeigneten Dateiformat nach der Messung zur Datenanalyse auf
den PC übertragen (Abb.3.52 „PC + Software“).
Die Videokamera zeichnet Videosequenzen mit fest vorgegebener Bildfrequenz auf, die ein ganz-
zahliges Vielfaches der Abtastrate der iOGs beträgt oder mit dieser identisch ist (siehe Kap.3.5.3).
Die Datenaufzeichnung des iOG-Messsystems und der Videokamera erfolgen auf dem Messcom-
puter. Nach erfolgter Versuchsdurchführung werden die Daten aus allen drei Teilsystemen mittels
geeigneter Software und Algorithmen analysiert. Die standardisierte Datenstruktur dient der Erhö-
hung des Automatisierungsgrades der Datenauswertung und der Vermeidung von Fehlereinflüssen
durch menschliches Versagen.
18Der menschliche Gang ist ein dynamischer Vorgang, welcher für die in den Orthesengelenken auftretenden zyklischen
Lasten verantwortlich ist. Die Dynamik des Gehens stellt die Anforderungen an die Abtastfrequenz für die Kinetik-
und Kinematikmessungen. Beide Messsysteme (iOG und Ganganalyse) werden auf die gleiche Abtastrate von
100 Hz eingestellt (in Anlehnung an [29, S.656], [62, S.982], [36, S.323], [37, S.524], [100, S.2/3], [41, S.76]). Da das
normale Gehen kein „hoch-dynamischer“ Vorgang ist, wie z. B. Sprungvorgänge, ist in Bezug auf die Literatur
davon auszugehen, dass keine Aliasing-Effekte auftreten.
87
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.5.3 Teilsystem Kamera
Kamera PC + Software
frames
config
Objektiv
Kamera + Obj Kamerasystem
Trigger
Energie Videodatei
Licht
Abb. 3.53: Funktionsdiagramm Kamera
Tab. 3.26: Anforderungen an die Kamera
Anforderung F/W
Ausreichende Bildqualität (Auflösung, Schärfentiefe,...) F
Schnelle unkomplizierte Inbetriebnahme W
Ausreichendes Sichtfeld F
Bildwiederholrate einstellbar
• identisch oder ein Vielfaches der Ganganalyse/ iOGs F
• mind. 25 frames per second (fps) F
Möglichkeit der Triggerung (HW/ SW) F
Manueller Kamerabetrieb/ Automatik abschaltbar F
Möglichkeit des Außeneinsatzes, „im Feld“ W
Möglichst moderate Dateigröße der Videosequenz W
Kostengünstig W Abb. 3.54: Messanordnung
Basler acA640-90uc
Kameras aus der Unterhaltungselektronik bilden in sich geschlossene Systeme und geben dem An-
wender fast keine Möglichkeiten, die Systeme außerhalb des vom Hersteller vorgegebenen bestim-
mungsgemäßen Gebrauchs zu verwenden. Die Bildwiederholraten sind häufig nicht frei konfigu-
rierbar oder nicht konstant. In diesem konkreten Fall muss die Bildwiederholrate (engl. fps) fest
einstellbar sein und die Kamera muss über ein externes Triggersignal gestartet und gestoppt wer-
den (vgl. Abb.3.53). Die Kamera darf während des Betriebs ihre Parametrierung (Fokus, Blende,
Bildwiederholrate,...) nicht ändern, da ansonsten Videosequenzen unbrauchbar werden können. Die
Wahl fällt auf die Industriekamera acA640-90uc von der Basler AG, welche alle Anforderungen
erfüllt (vgl. Tab.3.26). Sie hat u. a. eine Auflösung von 659x494 Pixel, ein 1/3“ CCD-Sensor und
eine maximale Bildwiederholrate von 90 fps. Zusätzlich besitzt die Kamera frei konfigurierbare Ein-
und Ausgänge, die eine Videoaufzeichnung über ein Triggersignal zulassen. In Kombination mit
einem geeigneten Weitwinkelobjektiv (Basler C125-0418-5M) kann die Kamera in geringer Distanz
von ca. 5 Metern zum Messobjekt die gesamte Messstrecke (6 Meter) mit geeigneter Schärfentiefe19
aufzeichnen. Die Kamera wird für die Messungen auf einem Stativ in Schulterhöhe befestigt (vgl.
Abb.3.54) und deckt so das gewünschte Messvolumen ab. Für die Messungen wird eine Bildwie-
derholrate von 50 fps gewählt, da dies ein Vielfaches (Faktor 0,5) der Abtastrate der Messsysteme
darstellt. Bei der gegebenen Auflösung stellen die Videodateigröße und die visuellen Informationen
einen guten Kompromiss dar. Das Starten und Stoppen der Videosequenz erfolgt über „Polling“,
das zyklische Abfragen eines HW-Eingangs (des Triggers) der Kamera durch die Software20.
19Mit der Konfiguration 5 m Objektweite, größte Blende/Blendenzahl f/1.8, 4 mm Brennweite, liegt der Nahpunkt
bei ca. 70 cm und bei kleinster Blende (f/22) bei ca. 6 cm. Der Fernpunkt liegt jeweils im Unendlichen.
20Die für die Industriekamera geschriebene Software ist nicht Bestandteil dieser Arbeit.
88
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.5.4 Teilsystem integriertes Orthesenmessgelenk
Abb. 3.55: Prozess vom Orthesen-Systemgelenk zum integrierten Messsystem - iOG
Tab. 3.27: Anforderungen an das iOG-Messsystem
Anforderung F/W
Messgelenke (vgl. Kap.3.2.1, Tab.3.1)
Messelektronik
Kurze analoge Signalleitungen (DMS -> geringe Störeinkopplung) W
Hohe konstante Isolationswiderstände (≥MΩ) der Zuleitungen F
Ausreichende Auflösung des ADUs F
Ausreichende Geschwindigkeit des ADUs F
Ausreichende Abtastrate -> mind. 100 Hz F
Erfassung von bis zu zehn Messbrücken (Kniegelenk bilateral) F
Erfassung von RZP (Beschleunigungen, Gelenkwinkel...) W
Keine oder möglichst wenig „störende“ Kabel W
Masterelektronik modular mit lösbarer Verbindung F
Kein oder nur geringes Zusatzgewicht F
Möglichkeit der Datenspeicherung (Speichermedium) F
Datentransfer kabellos - Funk W
Funk-Standard: Ausreichende Bandbreite und Reichweite F
Messsystem-Synchronisation mit Ganganalyse F
Möglichkeit des Außeneinsatzes - „im Feld“ F
Akkubetrieb F
Möglichst geringer Energiebedarf W
Die Anforderungen an die Verformungskörper der Messgelenke sind bereits im Kap.3.2.1 Tab.3.1
aufgeführt. An die Messelektronik (Domäne Elektronik) ergeben sich weitere Anforderungen (vgl.
Tab.3.27). Die Zuleitungen der DMS-Messbrücken sollten möglichst kurz gehalten werden, um
Störeinkopplungen auf die analogen Messsignale (Signalrauschen/ zufällige Messabweichungen) zu
reduzieren. Die Leitungen sollten möglichst hohe und konstante Isolationswiderstände (≥MΩ) auf-
weisen, um Widerstandsnebenschlüsse zu vermeiden und valide Messungen zu gewährleisten. Die
AD-Wandlung sollte entsprechend den Zuleitungen möglichst nahe der DMS mit einer ausreichen-
den Geschwindigkeit, mit mindestens 100 Hz, erfolgen. Insgesamt soll das integrierte Messgelenk
89
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
über möglichst wenige Verbindungskabel verfügen. Einerseits soll der Patient nicht beeinträchtigt
und anderseits die Ausfallwahrscheinlichkeit, durch eine Beschädigung von Verbindungsleitungen,
vermindert werden. Insgesamt darf das Messsystem das Gewicht der Orthese nicht wesentlich er-
höhen. Die Messelektronik muss mit kommerziellen System der instrumentellen Ganganalyse syn-
chronisierbar sein. Der Einsatz der iOGs muss im Ganglabor und im Feld möglich sein. Der Patient
soll sich bei den Messsungen frei bewegen können, deshalb ist eine Funklösung anzustreben.
DUT
Form
DUT
Material
Appli-
kation
DMS
(ΔR/R)
ADU
(ZSC31050) μC Funk-
modul
IMU
BAT
Verformungskörper Sensor
Messgelenk
Messelektronik
σmech.
Last
mat dms DatenDatenDaten
Energie
Kinematik-
Daten
I2C
Energie
UB
UD
Abb. 3.56: Mechatronisches Blockdiagramm - iOG
Das Blockdiagramm (Abb.3.56) zeigt das iOG-Teilsystem des Gesamtmesssystems (Abb.3.52). Ge-
mäß Kap.2.5 Abb.2.28 erfolgt nach VDI 2206 die Partialisierung des Gesamtproblems domänen-
spezifisch in „Messgelenk (Verformungskörper + Sensoren)“ und „Messelektronik“.
Das Messgelenk wird durch Biege- und Torsionsmomente mechanisch belastet. Der Verformungs-
körper (Device Under Test/ Messobjekt (DUT)) verformt sich im linearen Bereich nach dem Hoo-
keschen Gesetz (mat =σ
E). Die Materialdehnung (mat) wird an der Oberfläche mittels DMS
gemessen. Die DMS-Messung (dms) ist mit einer Unsicherheit behaftet, da die Messkette ein brei-
tes Spektrum an möglichen Einflussfaktoren aufweist. Diese Einflussfaktoren werden anhand eines
Ursache-Wirkungs-Diagramms systematisch aufgeführt (Abb.3.57). Die Kategorien entsprechen den
Blockdiagrammkomponenten. Das Wissen um diese Fehlereinflüsse ist insbesondere für Spannungs-
analysen, im Kontext dieser Arbeit für die Validierung der durchgeführten FEAs, oder zur Ursa-
chenforschung wichtig, wenn nicht plausible Kennlinien auftreten.
Diskussion der Einflussfaktoren aus Abb.3.57
•DMS
–Die Eigenerwärmungen und der Temperaturgang der DMS werden durch die Vollbrücken-
schaltung der Messbrücke kompensiert.
–Die Temperaturabhängigkeit des k-Faktors der DMS wird durch die Laborbedingungen
(21◦C) kontrolliert und hat somit keinen Einfluss auf die Validierung der FEAs. Dieser
Einflussparameter kann aber die Validität der Kalibrierung bei Messungen mit extremen
Temperaturschwankungen (ΔT>±10◦C) im Außeneinsatz beeinflussen.
–Die Einflüsse durch die Querempfindlichkeit der DMS sind gering und werden vernach-
lässigt.
–Ermüdungseffekte durch dynamische Wechselbiegebelastungen und Linearitätsabweichun-
gen der DMS sind nicht zu erwarten, da die Dehnungen des Messgitters weniger als
1000 μm
mbetragen.
–Die Toleranz des k-Faktors wird bei der Validierung der FEAs als Messunsicherheit
berücksichtigt.
90
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
•DUT
–Wärmedehnungen des Verformungskörpers, die zu einer dreidimensionalen Verformung
führen, werden durch die Vollbrückenschaltung der DMS nicht kompensiert.
–Die Temperaturabhängigkeit des E-Moduls des DUT wird unter Laborbedingungen
(21◦C) kontrolliert und hat keinen Einfluss auf die Validierung der FEAs. Dieser Ein-
flussparameter kann aber die Validität der Kalibrierung bei Messungen mit extremen
Temperaturschwankungen (ΔT>±10◦C) im Außeneinsatz beeinflussen.
–Die natürliche Schwankungsbreite des E-Moduls kann einen geringen Einfluss auf die
berechneten Materialspannungen und damit auf die Validierung der FEAs haben.
–Das Quersprechen durch die Asymmetrie des Verformungskörpers wurde durch die Kon-
struktionsanpassungen auf ein Minimum reduziert.
•Messverstärker
–Die elektromagnetischen Störeinkopplungen werden durch die sehr kompakte Bauform,
kurze und geschirmte Zuleitungen auf ein Minimum reduziert.
–Der Messbereich, die Verstärkung, der Nullpunkt und die Auflösung des Verstärkers
werden optimal eingestellt.
•Maßgebliche Einflussfaktoren, die die Unsicherheit des Messergebnisses beeinflussen:
– Die Krafteinleitung: Abnutzungserscheinungen, Reibung, Dämpfungselemente und
Lager können bei der Kopplung von Kalibrierstand und Messgelenk oder der Orthese
mit dem Messgelenk zu Hysterese führen.
– Der Messverstärker: Ein Offset der Kalibrierung oder eine fehlerhafte Kalibrierung
kann zu nicht validen Messergebnissen führen. Die Validierung der Kalibrierung des
iOGs soll dies verhindern (vgl. Kap.3.4.5).
–DieDMS: Feuchtigkeitseinflüsse können Isolationswiderstände vermindern und zu Wi-
derstandsnebenschlüssen führen, dies wiederum führt zu instabilen Messsignalen. Durch
die Versiegelung der DMS und deren Zuleitungen mit Polyurethanlack wird dieser Ein-
flussfaktor kontrolliert.
– Die Applikation: Mögliche Positionierungsfehler der DMS oder Installationsfehler durch
eine fehlerhafte Ausrichtung (Verdrehung) oder Lufteinschlüsse zwischen der Bauteil-
oberfläche und dem DMS-Messgitter wurden bestmöglich kontrolliert.
Da die Biegespannungen an der Bauteiloberfläche gemessen werden ist das Messgitter der
DMS aufgrund der Folien- und Klebstoffschicht immer geringfügig weiter von der neutra-
len Faser entfernt als die eigentliche Oberfläche. Dieser Effekt kann insbesondere bei sehr
dünnen Bauteilen einen größeren Effekt haben. Die Klebstoffdicke hat darüber hinaus
einen entscheidenden Einfluss auf die Ankopplung der DMS an das Bauteil und damit
der Übertragung der Materialdehnungen. Nur im Idealfall entspricht die Messgitterdeh-
nung der realen Materialdehnung (dms =mat) und kann deshalb eine systematische
Fehlerquelle bei der Validierung von FEAs sein.
91
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Abb. 3.57: „Ishikawa“ Ursache-Wirkungs-Diagramm der Messunsicherheit des Messgelenks
92
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Optimierungspotenzial der Messgelenke
Die lösbaren Verbindungen der Messgelenke zur Orthese und zum Kalibrierstand (Fußbügel, Lager,
Schienen) stellen sich als potenziell größte Einflussfaktoren auf die Messunsicherheit der Gelenke
heraus. Nach dem derzeitigen Kenntnisstand ist insbesondere der Schienenkasten, die Kopplung
über Form- und Kraftschluss der Lanzetten durch die Passung und die Verschraubungen, sowie
das Lager des Knöchelgelenks und des Kniegelenks mit der Fallschloss-Sperre verantwortlich für
Nichtlinearitäten und Hysteresen der Verformungskennlinien.
Eine DMS-Instrumentierung mit heißhärtenden Klebstoff könnte die Langlebigkeit der Sensoren
erhöhen, wobei es bis dato noch zu keinem Ausfall der Gelenke durch Applikationsdefekte, eine
Ablösung der mit kalthärtenden Klebstoff applizierten DMS, kam.
Messelektronik
Die Messelektronik (vgl. Abb.3.56) wird gemäß der Anforderungsliste Tab.3.27 entwickelt. Es wird
auf fertige Elektronikmodule (Funkmodul, IMU) in Kombination mit individueller Hard- und Soft-
wareentwicklung zurückgegriffen.
Die grundlegenden Komponenten der Messelektronik sind:
•μC: ESP8266 (Tensilica Diamond Standard 106Micro 32Bit)
• IMU: Bosch BNO055 - „9-DOF Sensor“
• BAT: Li-Ion Akkumulator 800 mAh
• ADU: ZMDI/IDT - Mixed-Signal-IC ZSC31050 (max. 15 Bit)
Die Entwicklung der Elektronik und Anschlusstechnik erfolgt ebenfalls iterativ. Exemplarisch sind
die Iterationsstufen der Optimierung der Messelektronik und Anschlusstechnik bis zur abschlie-
ßenden Entwicklungsstufe in Abb.3.58 dargestellt. Die Abbildungen zeigen die sukzessive Miniatu-
risierung der Messelektronik und Reduzierung des Verkabelungsaufwands. Auf eine detailliertere
Darstellung der Entwicklungsschritte (HW- und SW-Entwicklung) wird nicht weiter eingegangen,
diese haben im Kontext dieser Arbeit keine Relevanz. Das iOG besitzt die höchste, mit den zur
Verfügung stehenden Mitteln, Integrationsstufe. Die AD-Wandlung des Messsignals erfolgt direkt
auf dem Messgelenk am Sensor. Mögliche Störeinkopplungen werden durch die Schirmung und den
kompakten Aufbau weitestgehend vermieden. Eine minimale Störanfälligkeit der Gelenke und eine
minimale Beeinträchtigung des Patienten ist durch die kompakte Bauweise gewährleistet.
Abb. 3.58: Iterationsstufen der Messelektronik- und Anschlusstechnikentwicklung
93
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.5.5 Gesamtmesssystem - Messunsicherheit der Gelenkmomente
Zu einem vollständigen Ergebnis gehört immer die Angabe der Messunsicherheit ([72, S.23]). Die
Angabe einer Messunsicherheit macht nur Sinn, wenn in der Praxis ausgeschlossen werden kann,
dass durch Unwissenheit oder Unachtsamkeit größere unerkannte Abweichungen auftreten ([94,
S.15]).
Eine Einordnung der Messgelenke nach DIN EN ISO 376:2011 „Fall D:“ als Messgerät mit Inter-
polation und Umkehrspannenmessung ist aufgrund der verhältnismäßig hohen Messunsicherheit
nicht möglich (vgl. Kap.3.4.5 Tab.3.21 und Tab.3.22;[23, S.19]). Der Grund besteht in einem brei-
ten Spektrum an möglichen Einflussfaktoren, die in der Abbildung 3.57 genannt und ausführlich
diskutiert worden sind. Der Faktor Mensch in Form des Bedieners bleibt weitestgehend unbe-
rücksichtigt, da durch die Validierung und Automatisierung des Messsystems keine erkennbaren
Einflussmöglichkeiten in Form von zufälligen oder systematischen Einflüssen bestehen. Es reicht in
der Regel aus sich auf die Einflussfaktoren zu konzentrieren, die das Gesamtergebnis maßgeblich
beeinflussen ([72, S.24]). Die Haupteinflussfaktoren der Messunsicherheit sind die Genauigkeiten der
Kalibrierfunktionen und der Kalibrierstützpunkte der iOGs sowie der Beitrag der Umkehrspanne
([23, S.32/33]). Diese Beiträge wurden in Form der Abweichung des iOG-Messwertes vom richti-
gen Wert der Kalibrierstände im Kapitel 3.4.5 erfasst und paarweise für Knie- und Knöchel-iOG
quantifiziert (Tab.3.21 und Tab.3.22). Diese Messunsicherheiten werden für die exemplarischen An-
wendungen des Messsystems im folgenden Kapitel 4.1 zugrunde gelegt.
Anm: Die tabellierten Messunsicherheiten besitzen nur für die aktuellen Kalibrierungen/ die
Kalibrierfunktionen Gültigkeit.
Generell ist der „Grad der Strenge“ der Messunsicherheit bei der Messung an Orthesen nicht zu
hoch anzusetzen, da die Messungen ohnehin vielen Einflussfaktoren unterliegen (Anlehnung an
DIN EN ISO/IEC 17025:2005; [26, S.42]).
Für den Anwender stellt das Messgelenk optimalerweise ein „Black-Box“ Modell dar
(Abb.3.59; [68, S.24]).
Die Eingangsgröße ist die Lasteinleitung des Patien-
ten in das Gelenk, welche in einer Verformung resul-
tiert. Die Ausgangsgröße sind die Gelenkmomente in
Sagittal-, Frontal- und Transversalebene „±“ der ebe-
nenspezifischen Messunsicherheiten.
iOG -
Messsystem
Last-
einleitung
3D-Momente
±ΔU(Mx,y,z)
Abb. 3.59: iOG Black-Box
94
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.6 Zusammenfassung
Der erste Teil der methodischen Sensorentwicklung befasste sich mit der iterativen Konzipie-
rung und Dimensionierung der Verformungskörpermodifikationen. Die Modifikationen und Neu-
konstruktionen erfolgten anforderungsgerecht unter den Randbedingungen der Bauteilsicherheit
(Einspann- und Krafteinleitungsbedingungen, Materialfestigkeit und Sicherheitsfaktoren), der Grö-
ßenskalierung, der Optimierungen für DMS-Messungen (Verformung, Symmetrie und Querspre-
chen) und räumlichen Einschränkungen für den Einsatz am Patienten. Es wurden optimale DMS-
Spezifikationen (Messgitterlänge/ -material, Rosettentyp...), deren Ausrichtung und Applikations-
orte für die Messgelenke bestimmt. Nach der Umsetzung der Verformungskörpermodifikationen
durch die mechanische Bearbeitung erfolgte die Instrumentierung mit DMS an den optimalen
Applikationsstellen und deren Verschaltung (Kap.3.2.2 - Kap.3.2.4). Der Signalhub konnte opti-
miert und das Quersprechen durch die erfolgten Bauteilmodifikationen minimiert werden.
Der zweite Teil bildete die Kalibrierverfahrenskonzipierungen und die Kalibrierstandsentwicklungen
für die Messgelenke. Den Anforderungen entsprechend wurden zwei modulare Kalibrierstände zum
Zweck der Kalibrierung von Orthesen-Knie- und Knöchelgelenken für Biege- und Torsionsmomente
konzipiert, konstruiert, gefertigt und hinsichtlich ihrer Messgenauigkeit charakterisiert. Es zeigte
sich, dass das Vorgabemoment der Kalibrierstände als richtiger Wert zugrunde gelegt werden kann.
Im dritten Teil erfolgte die Kalibrierung der Messgelenke mit dem translatorischen und rotatori-
schen Kalibrierstand. Dies ermöglichte die Validierung der FEAs und damit die Komplettierung
der methodischen Sensorentwicklungen. Anschließend erfolgte die Programmierung individueller
Kalibrierfunktionen der integrierten Messgelenke sowie deren Validierung. Die Validierungsunter-
suchungen der iOGs ermöglichte die Bestimmung der Messunsicherheiten der Messgelenke.
An die methodische Messgelenkentwicklungen und deren Validierungsuntersuchungen knüpfte die
Messsystementwicklung für biomechanische Untersuchungen am Patienten an. Das iOG ist Teil
eines modularen Messkonzepts integriert in ein Gesamtmesssystem bestehend aus Lichtschranken,
Videokamera, instrumenteller Ganganalyse, Datenaufzeichnung und Algorithmik. Die Modularität
des Gesamtsystems erlaubt Erweiterungen oder Reduzierungen der Messtechnikkomponenten. Der
konzeptionelle Beweis (Proof of Concept - PoC) der Funktionen des Gesamtmesssystems mit RZPs
der Messelektronik, Videokamera und Reflexionslichtschrankentriggerung wird im folgenden Kapi-
tel 4.1 erbracht. Es werden erste Anwendungsbeobachtungen durchgeführt.
Die Lagerung und der Transport der Messgelenke erfolgt, wie in DIN EN ISO 17025:2005 gefordert,
in Transportboxen ([26, S.52]): „Das Laboratorium muss über Verfahren für Transport, Eingang,
Handhabung, Schutz, Lagerung, Aufbewahrung und/oder Beseitigung von Prüf- und/oder Kali-
briergegenständen verfügen,... .“
95
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
3.7 Diskussion
Aufgrund der Modifikationen der Originalgelenke hat die vom Hersteller erteilte CE-Konformität
ihre Gültigkeit verloren. Die vorgenommenen Konstruktionsanpassungen der Messgelenke sind do-
kumentiert und die Bauteilsicherheit wurde in den kritischen Bereichen mittels valider FE-Simula-
tionen nachgewiesen. Im Falle von Überlasten würden sich die Messgelenke plastisch verformen, so-
lange die Materialspannungen im Bereich zwischen Streckgrenze und Zugfestigkeit liegen. Wenn die
Extrembelastungen oberhalb der Zugfestigkeit liegen, kommt es zur Einschnürung und schließlich
zum Bruch. Plastische Bauteildeformationen spiegeln sich in permanenten Verschiebungen der Null-
signale (Offsets) wieder, die ein „Alarmsignal“ für den Betreiber der Messgelenke darstellen müssen.
Ermüdungsbrüche sind nicht zu erwarten, da die Messgelenke ausschließlich zu Messzwecken ein-
gesetzt werden und damit verhältnismäßig wenigen Lastzyklen unterliegen. Die einzige durch die
Anforderungen konstruktionsbedingte Schwachstelle stellt der 12er-Knöchelsensor dar. Die Kerb-
spannungen im Bereich der Verjüngung erreichen die maximal zulässige Materialspannung beim
FGM mit dem Sicherheitsfaktor eins (S = 1). Dies ist sehr problematisch, sodass dieses Bauteil
regelmäßig nach den Messungen auf Schäden überprüft werden muss. Da die Freigabelasten nor-
malerweise nicht und vor allem nicht zyklisch erreicht werden, stellt diese Einschränkung kein Aus-
schlusskriterium für die Messzwecke dar. Mögliche Beschädigungen des Sensors sind durch einen
Signaloffset oder den Sensorausfall detektierbar.
Die Charakterisierung und die technische Beschreibung des Messsystems sind verhältnismäßig auf-
wändig, aber dennoch für valide Messungen erforderlich. Die Validierung der Kalibrierfunktionen
der iOGs ist nur für die spezifische Kalibrierung gültig. Sobald eine neue Kalibrierfunktion pro-
grammiert wird, ist eine erneute Validierung sowie die Neubestimmung der Messunsicherheiten
erforderlich. Eine vollständige Beschreibung der Gelenke nach VDI 2638 und VDI 2639 wird als
nicht zielführend erachtet, da ein breites Spektrum an Faktoren die Messunsicherheit bestimmen.
In der Messkette stellten sich insbesondere der „Kontakt“ der krafteinleitenden Schienen, der Fuß-
bügel und die Lager als Haupteinflussfaktoren für Hysteresen und Nichtlinearitäten heraus, die die
Messunsicherheit maßgeblich beeinflussen.
Die Kennlinien-Hysteresen (Umkehrspannen) entstehen durch energieumwandelnde Elemente in
der Messkette. Ein Teil der Verformungsarbeit bei Krafteinleitung in das Orthesengelenk wird vor
allem durch Stick-Slip und Reibung an Kontaktstellen in Wärme umgewandelt. Alle unveränderten
Elemente in der gesamten Messkette (Kalibrierstände, Adapter, Kraft- und Drehmomentsensor)
scheiden als Hysteresequellen aus, da auch ideale Kennlinien (ohne Hysterese) gemessen wurden.
Bei der Gelenkevaluation wurde der Einfluss der Prüfgeschwindigkeit nicht kontrolliert. Ein signi-
fikanter Einfluss der Prüfgeschwindigkeit auf das Ergebnis bei metallischen Verformungskörpern
im linear-elastischen Bereich ist nicht zu erwarten. Der Vergleich mit Literaturangaben unterstützt
die Annahme, dass es keinen Einfluss der Prüfgeschwindigkeit auf die gemessene Steifigkeit gibt,
vorausgesetzt die Winkelgeschwindigkeiten liegen im Bereich von 5 bis 50◦/s ([98, S.49], [69, S.101]).
Da es sich in den Studien um PLS-AFOs und gelenkige AFOs aus Polypropylen und kohlenstoff-
faserverstärkten Kunststoff handelte, ist davon auszugehen, dass sich die Ergebnisse auf gelenkige
AFOs mit metallischen Gelenken übertragen lassen.
Falls Optimierungen der Messgelenke angestrebt werden, sollte der Fokus auf den „Kontaktbe-
reichen“, den Übergängen von Orthese und Messgelenk, liegen. Das Messkonzept erfordert die
Modularität und die Austauschbarkeit von Orthesengelenken gegen Messgelenke und kann deshalb
nicht verändert werden.
96
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
Generell lässt sich die Komplexität eines Kalibrier- oder Prüfverfahrens kontrovers diskutieren.
Häufig stellt sich heraus, dass „einfache“ Modelle, die sich auf die wesentlichen Einflussfaktoren
reduzieren, besser geeignet sind als komplexere Modelle. Der Grund liegt in der Kontrollierbarkeit
der Parameter. Die Wiederholbarkeit und Reproduzierbarkeit ist bei einfachen abstrakten Mo-
dellen höher, zumindest sind der Aufwand und die Fehlereinflussmöglichkeiten deutlich geringer.
Dementsprechend wurde die Kalibrierung in Form des Zwei-Punkt-Biegeversuchs mittels indivi-
duellen Vorrichtungen modular umgesetzt. Dennoch kann der linear ansteigende Momentenverlauf
von Krafteinleitungspunkt bis zur Einspannung zu Problemen führen, wie die Defekte der proxima-
len Sagittalmomentsensoren des Orthesenkniegelenks 12 mm Schienenbreite in linker und rechter
Variante (17LK3=L/R12) gezeigt haben. Hier wäre ein Vier-Punkt-Biegeversuch mit konstantem
Momentenverlauf vermutlich besser geeignet. Dies hätte jedoch andere Kalibrierkonzepte erfordert
und wäre nicht ohne Weiteres auf die Knöchelmessgelenke übertragbar.
Im Gegensatz zu Mehrkomponentenaufnehmern erfassen die Messgelenke „lediglich“ Biege- und
Torsionsmomente. Zug-, Druck- und Scherkräfte werden nicht erfasst. Eine Quersprechkorrektur
durch eine Kalibriermatrix ist nicht möglich, da das System statisch unterbestimmt ist. Bei über-
lagerten Lastfällen lässt sich nicht genau differenzieren, welcher Signalanteil aus der Hauptbela-
stungsrichtung und welcher durch Quersprechen generiert wird. Das Quersprechen wurde in den
Kennlinien bei der Gelenkcharakterisierung erfasst und wurde im Kapitel 3.4.5 diskutiert, erwies
sich aber im Allgemeinen als gering. Die Einleitung definierter kombinierter Lasten in die Gelenke ist
mit den vorhanden Kalibrierverfahren nicht möglich. Eine Untersuchung mit einen Mehrachsrobo-
ter mit einem Mehrkomponentensensor am Endeffektor wäre eine Möglichkeit kombinierte Lastfälle
definiert zu generieren und die Messgelenke diesbezüglich zu charakterisieren.
Die Kalibrierhaltigkeit der Messgelenke sowie deren Bezugsnormale (die Sensoren) der Kalibrier-
stände sollten in regelmäßigen Abständen in Anlehnung an DIN EN ISO/IEC 17025:2005 und DIN
1319-1 durch eine „Zwischenprüfung“ bestätigt und das Ergebnis dokumentiert werden, um etwaige
Trends feststellen zu können ([26, S.50/54], [17, S.5]).
Das Messsystem liefert im Bereich der Messunsicherheit valide Daten und ist für die Messung der
Orthesengelenkmomente geeignet. Erfahrungsgemäß sind die Genauigkeitsanforderungen bei der
Belastungsanalyse von Gelenkmomenten an Orthesen nicht besonders hoch, sodass eine Angabe
im Bereich von ±10 % ausreichen ist. Da der Aspekt der Bauteilsicherheit bei den Herstellern
von Orthesenkomponenten im Vordergrund steht, liegt der Fokus auf den Spitzenlasten. Insbe-
sondere Spitzenlasten (die Messbereichsgrenzen) werden durch die Messgelenke sehr genau erfasst.
Wie bereits in den einleitenden Kapiteln beschrieben, werden die ermittelten Maximallasten mit
Sicherheitsfaktoren für dynamische und statische Freigabelasten der Komponenten beaufschlagt.
Die Messunsicherheiten sind deutlich geringer als die durch die Sicherheitsfaktoren beaufschlagten
zusätzliche Momente.
Obwohl Orthesenkomponenten mit „hohen“ Sicherheitsfaktoren belegt, entwickelt und geprüft wer-
den, kann es zum Versagen dieser Komponenten beim bestimmungsgemäßen Gebrauch kommen.
Einerseits kann ein Bauteilversagen auf Materialfehler, andererseits auf Überbeanspruchung (Last-
zyklen, Überlast) zurückzuführen sein. Im letzteren Falle ist entscheidend, ob die schädliche Bewe-
gung (Extrembelastung) bereits messtechnisch erfasst wurde und damit bekannt ist. Ist dies nicht
der Fall, ist ein genaueres Messsystem ohnehin nicht zielführend. Andrysek et al. fanden heraus, dass
außerhalb der „idealen“ Laborumgebung auf unebenen Untergründen höhere Lasten auf Orthesen
wirken ([4]). Demzufolge sollte der primäre Fokus bei Belastungsanalysen an Orthesengelenken für
Festigkeitsbetrachtungen auf der Identifikation von „schädlichen“ Einwirkungen auf die Orthese
97
Methodische Entwicklung - modulares Messsystem
liegen. Ob eine Dimensionierung der Orthesenkomponenten auf absolute Extrembelastungen erfol-
gen sollte, hängt u. a. von der Auftretenswahrscheinlichkeit und den damit verbundenen Folgen ab.
Der modulare Aufbau des Gesamtmesssystems lässt die einfache Substitution, Erweiterung oder
Reduzierung einzelner Teilsysteme innerhalb des Gesamtsystems zu. Mögliche Defekte, Änderun-
gen oder technologische Neuerungen lassen sich verhältnismäßig einfach umsetzen.
Die Kommunikation der Teilsysteme erfolgt kabellos über Funk. Dadurch ergeben sich mögliche
Verzögerungsglieder in der Messstrecke:
•Lichtschranken
–Eine Verzögerung in der Netzwerkkommunikation, Verzögerungen des Start-/ Stopp-
Triggers der Lichtschranken, kann zu einem Offset von Ganglabor- und Messsystemdaten
führen. Eine nicht konstante Verzögerung des Start- und Stopp-Triggers führt zu einem
zufälligen Fehler in der Berechnung der RZPs.
–Die Lichtschrankenauslösung auf Unterschenkel-/ Sprunggelenkhöhe kann durch eine
mögliche bipedale Auslösung zu Ungenauigkeiten (zufälliger Fehler) in den RZPs führen.
• Kamera
–Die bei mobilen Messungen eingesetzte Videokamera (Abb.3.54) wird geringe Verzöge-
rungen aufgrund des Pollings, die zyklische Abtastung des Triggereinganges, aufweisen.
Da die Kamera nicht interruptfähig ist, besteht nur die Möglichkeit des Pollings. Die
mögliche Verzögerung führt wiederum zwischen gemessenen Gelenkmomenten (Kinetik)
und visuellen Feedback (den Video-frames) zu einem zeitlichen Versatz.
–Die Bildwiederholungsrate ist stabil, deshalb sind hier keine Verzögerungsglieder zu er-
warten.
Bis dato werden die „Orthesenbelastungen“ anhand maximaler Knie- und Knöchelmomente, häu-
fig auch auf das Körpergewicht normiert, quantifiziert (vgl. Kap.2.4.2). Die Ermittlung der Bela-
stungen erfolgte dabei durch unterschiedliche technologische Ansätze (vgl. Kap.2.4.1, Abb.2.16).
Die Kennlinienverläufe werden allerdings nur qualitativ diskutiert. Es wurde keine „saubere“ Tren-
nung der Belastungsdaten von „reinen“ ganganalytischen Untersuchungen und den Messergebnissen
instrumentierter Orthesen vorgenommen. Die unterschiedlichen technologischen Ansätze und die
mangelnden Informationen bezüglich der Validität der Messdaten21 von instrumentierten Orthe-
sen lassen einen Messdatenvergleich, insbesondere die Anwendung statistischer Methoden, als nicht
sinnvoll erscheinen.
Es fehlen:
• standardisierte Verfahren zur Messung von Orthesenmomenten,
• standardisierte Methoden zur Validierung der eingesetzten Messtechnik,
• standardisierte Kennwerte für die Messdatenauswertung, wie z. B. die Höhe der Belastungen
(auch in Bezug auf die zulässigen Lasten - FGM), die Belastungsdauer, die Belastungsart
(statisch/ dynamisch - schwellend, schwingend).
Fazit
Es konnte gezeigt werden, dass die Anwendung der in diesem Kapitel vorgestellten Methodik ge-
eignet ist, um anforderungsgerechte Spezialsensorik für die Orthopädietechnik herzustellen.
21Datenvalidiät instrumentierter Orthesen: Linearität der Sensoren (Stützstellen oder gesamte Kennlinie hinterlegt);
Ausprägung von Hysteresen (insbesondere im eingebauten Zustand); Abweichungen vom gemessenen Wert und
richtigem Wert (Validität der Kalibrierung).
98
Exemplarische Anwendungen
4 Exemplarische Anwendungen
4.1 Vorbemerkungen
Dieses Kapitel dient dem Funktionsnachweis des Gesamtmesskonzepts. Die Messgelenke kommen
an einem physiologischen Probanden und an zwei pathologischen Patienten zum Einsatz. Es werden
die Orthesenknie- und Orthesenknöchelgelenkmomente in Sagittal-, Frontal- und Transversalebene
erfasst und ausgewertet. Die Gelenkmomente, die RZP und der Beinwinkel im Raum werden den
Messdaten der instrumentellen Ganganalyse gegenübergestellt.
4.2 Material und Methode
Der bestimmungsgemäße Gebrauch der Messgelenke beschränkt sich auf die mit den modularen
Knöchel1- und Knie-Systemgelenken2ausgestatteten Orthesen. Es gelten die zugelassenen FGMs
und Gewichtsklassen des Herstellers. Voraussetzung für die „Instrumentierung“ von Orthesen durch
den Einbau der Messgelenke ist, dass diese in den Orthesen frei zugänglich sein müssen. Die Ori-
ginalgelenke der Orthesen werden in einigen Fällen aus Stabilitätsgründen in die Orthesenschalen
einlaminiert oder mit den Schienen verklebt. An diesen Orthesen sind keine Messungen möglich.
Es ist das Ziel die auf die Orthesenkomponenten wirkenden Belastungen direkt an den Orthesenge-
lenken messtechnisch zu erfassen. Die direkt an der Orthese gemessenen Gelenkmomente werden mit
den externen Momenten aus der instrumentellen Ganganalyse verglichen. Der Unterschied beider
Messmethoden wird herausgearbeitet und neue Erkenntnisse zur realen Belastungssituation von
Orthesen abgeleitet. Die Orthesenbelastungsdaten sollen zusammen mit den patientenbezogenen
Daten ein umfassendes Verständnis der Wirkmechanismen des sozio-technischen Systems Patient-
Orthese ermöglichen (Kap.2.3.3, Abb.2.15).
Die rein technischen Aspekte lassen sich von den patientenbezogenen Aspekten differenzieren:
• Technische Aspekte
–Wie groß sind die auf die Orthesengelenke wirkenden Momente?
–Wie ist die individuelle Belastungssituation? Welche Orthesenausführung ist zu wählen
(uni-, bilateral, single-upright) und was sind die optimalen Komponenten?
–Welche Auswirkungen haben Änderungen des Orthesenaufbaus oder beispielsweise Ver-
steifungen auf die Belastungssituation der Orthesengelenke?
–Was sind schädliche Bewegungen für Orthesen? Wann treten Extrembelastungen oder
Überlasten auf?
–Wie hoch sind die Reaktionsmomente der Orthese und wie wirkt die Orthese biomecha-
nisch?
1Knöchelgelenk 17LA3=* in 12 mm, 16 mm oder 20 mm Schienenbreite
2Kniegelenk 17LK3=* in 12 mm, 16 mm oder 20 mm Schienenbreite, in linker oder rechter Ausführung
99
Exemplarische Anwendungen
• Patientenbezogene Aspekte
–Welche Rückschlüsse lassen sich auf das individuelle Krankheitsbild (Bsp. muskulärer
Status) des Patienten ziehen?
–Charakterisierung des Patienten: Verändert sich die individuelle Belastungssituation
über einen längeren Zeitraum (Wochen/ Monate)? Ändert sich das Krankheitsbild (Ver-
besserung/ Verschlechterung)?
–Aussage zur Compliance: Wie nimmt der Patient die Orthese an? Belastet der Patient
die Orthese stärker (ein Zeichen für mehr Vertrauen in die Orthese)?
–Erfassung und Bewertung von Spastiken: Welche Auswirkungen hat das Eintreten einer
Spastik auf die Orthesenbelastung? Welche Momente und Frequenzen treten auf?
4.2.1 Versuchsplanung
Mögliche Anwendungsfälle
Es gibt ein breites Anwendungsfeld für den Einsatz der Messgelenke in der Orthopädietechnik3:
•AFO - in uni- oder bilateraler Ausführung
Bsp.: Infantile Cerebralparese, Spina Bifida, Schlaganfall,...
•KAFO - in uni- oder bilateraler Ausführung
(gesperrt, rückverlagert oder mit Extensionsvorbringer)
Bsp.: Poliomyelitis, Post-Polio-Syndrom, extensionsbegrenzende
KAFO bei Versorgung mit einer Knie-Totalendoprothese (Knie-TEP)
•SCO/ SSCO - Erfassung von Frontal- und Transversalmomenten
am medial verbauten Knie-Mitläufergelenk
und am Knöchelgelenk uni- oder bilateral verbaut.
•RGO - in uni- oder bilateraler Ausführung einseitig oder beidseitig
Festlegung der Versuchsparameter
• Konditionen und Messstrecken
–Ganglabor:
Ebenes Gehen (10 Meter)4,
Rampe (Länge, Steigung5, aufwärts-/ abwärtsgehen),
Treppe (3 bis 4 Stufen, aufwärts/ abwärts).
–Außenbereich:
Gelände und Strecke definieren (Beton, Pflastersteine, Rasen, Mulch, Schotter,...).
• Geschwindigkeiten
–selbstbestimmte Bewegungsgeschwindigkeit (Patient),
–verlangsamte und beschleunigte Bewegungsausführung.
• Versuchswiederholungen: Mindestens drei gültige Trials, optimal fünf Wiederholungen.
• Übertragung der Originalorthesenkonfiguration auf die Messgelenke:
Einstellung des Dorsal-, Plantaranschlags des Knöchelgelenks.
3Die exemplarischen Anwendungsfälle stellen mögliche Szenarien dar, ohne Anspruch auf Vollständigkeit.
4Die Versuchsstrecke „ebenes Gehen“ wird auf zehn Meter (2 m + 6 m + 2 m) festgelegt, vgl. Kap.3.5.1.
5Die Steigung der Rampe beträgt häufig 5◦.
100
Exemplarische Anwendungen
Erhebung von Patientendaten
Die individuelle Patientencharakteristik wird anhand eines standardisierten Erhebungsbogens auf-
genommen (vgl. Erhebungsbogen im Anhang Kap.A.17).
Es werden folgende (teilweise optionale) Patientendaten erhoben (Tab.4.1):
Tab. 4.1: Erhebung von Patientendaten
Patient Indikation Orthese
• ID/ Name • Bezeichnung • Art: AFO/ KAFO
• Alter (in Jahren) • Muskulärer Status • Ausführung:
• Geschlecht - Muskelkraft (MMT): Uni-/ bilateral/
• Körpergewicht (in kg) MRC, Oxford Scale, Janda single-upright
• Anthropometrische Daten - Motorik: • Tragedauer
(in cm) GMFCS (in Jahren)
- Körpergröße - Spastizität: - von Orthesen allgemein
- Beinlängen Ashworth Scale - seit aktueller Verordnung
- Beinumfänge • Biomechanik - täglich (in Std.)
• Aktivitätsgrad - Bewegungsausmaß • Orthesenkonfiguration:
- Innenbereichsgeher - Deformitäten (Varus/ Valgus) - Dorsal-/
- Außenbereichsgeher - Kontrakturen Plantaranschlag,
mit geringer/ mittlerer/ - Hyperextensionen - Knie: offen,
hoher Aktivität gesperrt, rückverlagert
• Nutzung von Gehhilfen
Der Patient sollte bei Orthesen-Neuversorgungen eine Eingewöhnungszeit von mindestens zwei Wo-
chen hinter sich haben, bevor aussagekräftige Messungen durchgeführt werden können.
Versuchsablauf
• Gelenktausch: Einbau und Konfiguration der iOGs.
• Inbetriebnahme des Messsystems:
–Funktionstest und Durchführung der Kalibrierroutine der IMUs.
–Bestimmung der Nullniveaus der iOGs: Ein möglicher Sensor-Offset durch die Verspan-
nungen der Gelenke beim Einbau oder Drift durch Temperatureinflüsse wird erfasst und
dokumentiert.
• Anlegen der Orthese(n) und Bestimmung der Nullniveaus:
Vor dem Start der dynamischen Messungen wird die Korrekturwirkung der unbelasteten
Orthese (Nulllagenverstimmung) bestimmt. Dies ist notwendig, um die Wechselbiege- und
Torsionsmomente korrekt messen zu können. Die Entlastung der Orthese kann beispielsweise
durch einseitiges Anheben des Beines durch Beckenkippung oder einseitiges Stehen auf einer
Stufe erfolgen.
• Erste Testmessung:
Es ist keine Eingewöhnungszeit erforderlich, da die Messungen in der Originalorthese mit glei-
cher Konfiguration durchgeführt werden. Nach der Inbetriebnahme, dem Anlegen der Orthese
und den ersten Testschritten sollte der Patienten keinen Unterschied zwischen Original- und
Messorthese feststellen können.
• Start des festgelegten Versuchsablaufs.
• Abbruchkriterium: Erschöpfung des Patienten.
101
Exemplarische Anwendungen
4.2.2 Datenanalyse
Kinematikdaten
Die Messelektronik des iOGs ermöglicht, in Kombination mit der durch die Lichtschranken fest
vorgegebenen Messstrecke, die Berechnung der RZP (mittlere Ganggeschwindigkeit vMW, Dop-
pelschrittfrequenz fDS, Doppelschrittlänge lDS). Es werden die Horizontal- und Vertikalbeschleu-
nigungen sowie der Winkel zur vertikalen Achse im Raum mit einer Abtastfrequenz von 100 Hz
erfasst. Die Angabe der Messunsicherheit der RZP erfolgt unter Berücksichtigung zufälliger und
statistischer Fehler sowie durch die Fehlerfortpflanzung. Die Winkelangabe erfolgt stets ganzzah-
lig gerundet (siehe hierzu Kap.4.3.2). Die Angabe des Stand-/ Schwungphasenverhältnisses erfolgt
ganzzahlig in Prozent.
Kinetikdaten - Einführung von „Belastungsindizes“
Es haben sich bisher keine standardisierten Kennzahlen zur Beschreibung von Orthesenbelastungen
etabliert. Die Auswertungen erfolgen fast immer anhand von Amplitudenmomenten.
In einem ersten Schritt werden die Kinetikdaten der iOGs, die richtungsspezifischen Orthesengelenk-
momente unter Berücksichtigung der Messunsicherheiten (vgl. Tab.3.21 und Tab.3.22), analysiert.
Eine Korrektur des Quersprechens erfolgt jedoch nicht. Die Beschreibung der durch den Patien-
ten hervorgerufenen individuellen Belastungssituation erfolgt anhand der Amplitudenmomente und
deren Spannweite. Es werden die Spannweite und die Messunsicherheit des absoluten minimalen
sowie des absoluten maximalen Amplitudenmoments aller Versuchswiederholungen (Mmax,ampl)
angegeben. Es wird ebenfalls die mittlere Spannweite der mittleren positiven und negativen Ampli-
tudenmomente der einzelnen GZ (Mampl) mit der einfachen Standardabweichung (nach [58, S.34])
als Messunsicherheit angegeben (vgl. Abb.4.1) und Abb.4.5ff.).
Gangzyklus normiert in %
0 102030405060708090100
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-15
-10
-5
0
5
10
15
2
2*
4
4*
1
1*
3
3*
dynamisches Freigabemoment (FGM +)
dynamisches Freigabemoment (FGM -)
~Standphase ~Schwungphase
Mmax,ampl(+)
Mmax,ampl(-)
MGZ(+)
MGZ(-)
Mampl(+)
Mampl(-)
Frontalmomente
Belastungsindizes - Frontalebene
---------------------------------------------
Belastungsdauer Bd
mittlere Extrembelastung B¯s
absolute Extrembelastung Bs
FGMdynamisch = ± 15 Nm Frontalmoment
Lokale Minima | Lokale Maxima
- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -
1: - 4,6 Nm | 11,1 Nm
2: - 2,0 Nm | 10,4 Nm
3: - 2,4 Nm | 9,0 Nm
4: - 2,8 Nm | 7,3 Nm
- - - - - - - - - - - - - - - - - -
mittleres Amplitudenmoment (Mampl):
Ø -3,0 Nm | 9,5 Nm
absolutes Amplitudenmoment (Mmax,ampl):
min max
- 4,6 Nm 11,1 Nm
|Mmax,ampl(-)| < |Mmax,ampl(+)|
mittleres Moment je Gangzyklus (MGZ)
(lateral) (medial)
| - 0,34 Nm | + | 2,41 Nm | = 2,75 Nm
- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -- -
2,75Nm 9,5Nm 11,1Nm
Bd = --------- | B¯s = --------- | Bs = ---------
9,5Nm 15Nm 15Nm
Bd = 29% | B¯s = 63% | Bs = 74%
Abb. 4.1: Kinetik-Kennwerte und exemplarische Berechnung der Belastungsindizes
Es fehlen Kennwerte, die die Dauer der Belastung während eines GZ quantifizieren, die Bela-
stungsart (dynamisch - schwellend, schwingend) berücksichtigen und einen Bezug zu den maximal
zulässigen Momenten herstellen.
102
Exemplarische Anwendungen
Diese Informationen sind für die Bewertung der Dauerfestigkeit6einer Orthese notwendig.
Deshalb werden drei Kennwerte definiert, die die Gelenkbelastungen anhand der Belastungsdauer
und Amplitude quantifizieren7(vgl. Abb.4.1):
1) Bd=MGZ
Mampl
2) Bs=Mampl
MFGM,dyn 3) Bs=Mmax,ampl
MFGM,dyn
Bd: Das Verhältnis des mittleren Moments je GZ (MGZ8) zum mittleren richtungsbezogenen Am-
plitudenmoment aller erfassten GZ (Mampl) ist ein Maß für die Belastungsdauer.
Der obere Grenzwert ist 100 %, für diesen Fall liegt ein konstantes Moment (statisch) über den
gesamten GZ an. Das durchschnittliche Gelenkmoment aller GZ entspricht für diesen Fall dem
mittleren Amplitudenmoment aller GZ.
Bs: Die mittlere Gelenkbelastung wird durch das Verhältnis von mittleren Amplitudenmoment
Mampl und dynamischen FGM (MFGM,dyn) des Gelenks ausgedrückt. Der Kennwert beschreibt die
mittlere Spitzenbelastung des Gelenks bezogen auf das FGM.
Bs: Die Spitzenbelastung des Gelenks wird durch das Verhältnis von maximalen Amplitudenmo-
ment (Mmax,ampl, dem absoluten Maximum über alle erfassten GZ), und dem dynamischen FGM
des Gelenks ausgedrückt. Der Kennwert beschreibt, wie viel Restsicherheit das Gelenk bis zum
maximal zulässigen Gelenkmoment für die gemessene Extrembelastung aufweist.
Erst die Relation zum dynamischen FGM lässt eine Differenzierung verschiedener Konditionen
und Patienten bezüglich festigkeitsrelevanter Gelenkbelastungen zu. Die Anpassung der Relation
(des FGMs) ermöglicht die Bestimmung einer optimalen Gelenkgröße anhand der prozentualen Ge-
lenkbelastung. Die Abb.4.1 zeigt exemplarisch die Berechnung der Belastungsindizes (Bd,Bs,Bs)
für die Frontalebene. In diesem Beispiel beträgt der Belastungsdauer-Index 29 % und der mittlere
Gelenkbelastungsindex beträgt 63 % während der Index der Spitzenbelastung 74 % beträgt. Der
Vergleich von der Belastungsdauer (relativ niedrig) und mittlerer Spitzenbelastung (relativ hoch)
lässt auf definierte Belastungsspitzen schließen (relativ scharfe Peaks). Da sich Bsund Bswenig
unterscheiden, ist von einer sehr gleichmäßigen zyklischen Belastung des Gelenks auszugehen. Die
Gelenkbelastungen streuen demnach nicht sehr stark.
6Die Festigkeitsbetrachtungen erfolgen anhand von periodischen (idealisierten) Beanspruchungs-Zeit-Verläufen. Die
Orthesengelenkbelastungen, die allgemeinen Beanspruchungs-Zeit-Verläufen unterliegen, müssen auf idealisierte
(periodische) Beanspruchungsverläufe übertragen werden (Wöhlerlinie), damit die Werkstoffkennwerte anwendbar
sind ([97, S.46]).
7Die Berechnung der Kennwerte erfolgt immer anhand von richtungsbezogenen (vorzeichenbehafteten) Werten. Bei
Wechselbelastungen wird stets der betragsmäßig größere Wert für die Berechnungen veranschlagt.
8Der Parameter „Mittleres Gelenkmoment“ MGZ :
Das mittlere Gelenkmoment bezogen auf einen GZ stellt ein Maß für die mittlere Gelenkbelastung dar. Da die
Messungen aufgrund der AD-Wandlung diskretisiert (Abtastrate 100 Hz) vorliegen, ist ein einfaches Aufsummieren
der Momente mit der Länge eines Abtastzykluses (Δt= 10 ms) in Form eines Rechteckimpulses möglich. Diese
Fläche besitzt die Einheit Nm·s. Da in der Regel Wechselbiegebelastungen vorliegen, erfolgt die Summenbildung für
die positive und negative Belastungsrichtung. Der Parameter MGZ beschreibt die betragsmäßige Addition beider
Anteile. Die Darstellung der Kennlinien erfolgt stets auf einen GZ normiert. Die Summenbildung der Fläche (mit
der Einheit Nm·s) wird durch die Länge eines GZ geteilt (n·Δt; Anzahl der Abtastpunkte mal Zeitintervall). Das
Ergebnis ist eine Größe mit der Einheit Nm, welche für das mittlere wirkende Moment eines GZ repräsentativ ist
(MGZ ). Da sich die Auswertung in der Regel auf 15 bis 20 Gangzyklen stützt, erfolgt die Bildung des Mittelwerts
und der Standardabweichung. Dieser Kennwert dient der Quantifizierung der mittleren Gelenkbelastung.
Die Berechnung des Parameters erfolgt für jede Belastungsebene (sagittal, frontal und transversal).
Ins Verhältnis gesetzt zum mittleren maximalen oder minimalen Moment (Mampl) beschreibt dieser Parameter
die Dauer der mittleren Belastung bezogen auf einen GZ.
103
Exemplarische Anwendungen
Anmerkungen:
• Der Index Bdist für Offsets anfällig, da bei einer Verschiebung des Nullniveaus im unbelaste-
ten Zustand „quasi“ eine statische Belastung vorliegt. Die Bestimmung des Nullniveaus vor
der Messung ist deshalb essentiell.
• Die Berechnung der Kennwerte erfolgt immer anhand des größeren richtungsbezogenen Mo-
ments der Wechselbiegebelastung (vorzeichenbehaftet). Dies ist notwendig, um die Lastfälle
„Wechselbiegebelastungen“ abbilden zu können. Da das FGM nicht richtungsbezogen ist, ge-
ben die Vorzeichen des zweiten und dritten Kennwerts die Belastungsrichtung an.
• Das absolute Amplitudenmoment (Mmax,ampl) muss stets kleiner sein als das zulässige FGM
(MFGM,dyn).
• Für die Torsion sind außer der Belastungsdauer keine weiteren Parameter berechenbar, da
für diesen Lastfall keine FGMs definiert sind.
104
Exemplarische Anwendungen
4.3 Proof of Concept - AFO
4.3.1 Versuchsbeschreibung
Es wurde eine instrumentelle 3D-Ganganalyse für die Ebene an einer physiologischen Probandin
(32 J., 55 kg, 168 cm) mit einem normalen Gangbild durchgeführt. Sie trug beidseitig Unterschen-
kelorthesen mit unilateralen iOGs (vgl. Abb.4.6, S.108). Die Synchronisation beider Messsysteme
erfolgte über die Lichtschranken (vgl. Messkonzept Abb.3.51). Der Unterschenkelwinkel (USW)
zum Raum wurde mittels des IMUs der Messelektronik erfasst. Aus der Länge eines Trials, den Be-
schleunigungsdaten und dem Abstand der Lichtschranken, wurden die RZP berechnet und mittels
Ganganalyse validiert. Die Ganganalyse wurde für die Ebene mit 0◦DA der Orthese durchgeführt.
Die Daten der iOGs und Ganganalyse wurden für fünf Messwiederholungen zusammengeführt. Alle
GZ der Kondition ebenes Gehen und deren Wiederholungen bilden die Grundgesamtheit für die
auf einen GZ normierte Darstellung der Orthesengelenkbelastung Abb.4.5.
4.3.2 Kinematikdaten - Unterschenkelwinkel und Raum-Zeit-Parameter
Zeit in s
234
Unterschenkelwinkel in °
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
BNO GA
Abb. 4.2: Ausschnitt Winkelverlauf
Unterschenkel-Trial1
φIMU(φGA)=p0+p1·φGA +e(4.1)
Tab. 4.2: Ergebnisse - lineare Regression
Trial p1p0r2RMSE
1 1,023 -1,266 0,976 3,124
2 1,037 0,118 0,997 1,200
3 1,086 0,552 0,990 2,234
Anm: Alle Winkelangaben werden ganzzahlig
gerundet. Die Messunsicherheit des Winkels
wird als einfache Standardabweichung angege-
ben.
Der Vergleich des USW-Verlaufs, erfasst mittels
IMU des iOGs (φBNO) und der Ganganalyse
(φGA), erfolgt anhand von drei Versuchswieder-
holungen der Kondition ebenes Gehen (vgl. An-
hang Kap.A.19 Abb.A.104 - Abb.A.106; exem-
plarisch Abb.4.2). Die Winkelberechnung an-
hand der Einheits-Quaternionen der IMU er-
folgt bezogen auf die Orientierung des ersten
Quaternions bei Messbeginn. Alle Kennlini-
en fangen demnach als Startorientierung beim
Winkel von 0◦an (vgl. Anhang Kap.A.19
Abb.A.104 - Abb.A.106). Da dies nicht der wah-
re Winkel ist, ergibt sich automatisch ein Off-
set, der auf die Berechnung zurückzuführen ist.
Um den absoluten Winkel bestimmen zu kön-
nen, wird das Initialquaternion als der Abtast-
punkt definiert, bei dem der Dorsalanschlagsen-
sor belastet wird (vgl. Abb.4.4 Punkt 3). Dieser
Punkt entspricht bei der aktuellen Konfigurati-
on 0◦, der Unterschenkel befindet sich zu diesem
Zeitpunkt senkrecht im Raum. Die Korrelati-
onsanalyse wird um diesen Offset kompensiert
durchgeführt. Die korrigierten Ausschnitte der Kennlinien sind im Anhang Kap.A.19 Abb.A.107
bis Abb.A.109 abgebildet. Die Ergebnisse der Korrelationsanalysen sind in Tab.4.2 und ebenfalls
im Anhang Abb.A.110 bis Abb.A.112 als lineare Regression und Residuen dargestellt.
105
Exemplarische Anwendungen
Das Ergebnis der linearen Regression sind der Offset (p0) und die Steigung (p1). Die Abweichungen
der gemessenen Winkel von der Regressionsgeraden werden in Form der Residuen (e) erfasst. Als
Gütekriterien werden das Bestimmtheitsmaß (r2) und die Wurzel der mittleren Fehlerquadratsum-
me (RMSE) herangezogen (vgl. Tab.4.2).
Die USW-Verläufe des Stichprobenumfangs (drei Versuchswiederholungen) korrelieren linear. Im
Mittel liegen die mittels IMU bestimmten maximalen Bewegungsumfänge des USWs Δφ=7±2◦
über dem mittels optischer Ganganalyse bestimmten Winkel (Δφsiehe Abb.A.104 - Abb.A.106).
Dieses Verhalten spiegelt sich ebenfalls in dem linearen funktionellen Zusammenhang F.4.1 mit
einer Steigung (p1) größer „1“ wider. Das „Überschwingen“ des mittels IMU bestimmten Winkels
ist auf den Fusionsalgorithmus der einzelnen Sensoren (Acc, Gyro, Mag) zurückzuführen. Es findet
hier vermutlich keine geschwindigkeitsabhängige Gewichtung der Sensordaten statt, deshalb ent-
stehen die maximalen Abweichungen an den lokalen Minima und Maxima (Umkehrstellen).
Anders als die Validierung der Kalibrierung der Messgelenke in Kapitel 3.4.5 ist eine abschließende
Bewertung der USW-Verläufe nicht möglich, da der wahre Winkelverlauf des Unterschenkels nicht
bekannt ist und die Bestimmung der Winkelstellung des Initialquaternions schätzungsweise mit
einer Ungenauigkeit von mindestens ±1,5◦belegt ist. Es ist nicht sichergestellt, dass der mittels
Modellannahmen berechnete USW-Verlauf der Ganganalyse als richtiger Wert angenommen wer-
den kann, insbesondere bei der Markerplatzierung auf Orthesen. Als Referenz dient deshalb die
lineare Regression und die zuvor benannten Gütekriterien, während bei der Gelenkevaluation stets
das Vorgabemoment als richtiger Wert bestimmt wurde.
Eine abschließende Validierung des USW-Verlaufs der IMU wäre z. B. mit Hilfe eines Pendels mit
definierter Auslenkung und Winkelerfassung (Bsp. Goniometer) möglich.
Die Berechnungen der RZP erfolgen über die Dauer eines Trials getriggert über Lichtschranken mit
bekannter Messstrecke.
• Die mittlere Ganggeschwindigkeit (vMW)wird
aus der Messstrecke (lM) und der Messdau-
er (tM) berechnet (vgl. F.4.2). Die Messun-
sicherheit U(vMW) wird aus der Größtfeh-
lerermittlung von vMW, unter Abschätzung
der Messunsicherheit des Lichtschrankenab-
standes (U(lM) = 5 mm) und der Verzögerung
der Funkübertragungsstrecke des Triggersignals
(U(tM)=0,5 ms) berechnet (vgl. F.4.3).
vMW =lM/tM(4.2)
U(vMW)=|∂vMW
∂lM
|·U(lM)+|∂vMW
∂tM
|·U(tM)
=|1
tM
|·U(lM)+|− l
t2
M
|·U(tM)
(4.3)
• Die mittlere Doppelschrittfrequenz wird aus der über elf Abtastpunkte geglätteten (gleiten-
der Mittelwert) Vertikalbeschleunigung bestimmt. Es werden die Zeitintervalle zwischen den
initialen Bodenkontakten (IBK) der GZ bestimmt. Aus dem arithmetischen Mittelwert er-
gibt sich die Doppelschrittfrequenz, da nur unilateral ausgewertet wird. Die Messunsicherheit
U(fDS) wird in Form der einfachen Standardabweichung angegeben.
• Die mittlere Doppelschrittlänge wird aus der mittleren Ganggeschwindigkeit und der mitt-
leren Doppelschrittfrequenz berechnet. Die Messunsicherheiten U(lDS) der mittleren Gang-
geschwindigkeit und der mittleren Doppelschrittfrequenz werden fortgepflanzt (vgl. F.4.4).
U(lDS)=1
fDS ·U(vMW)2+−vMW
f2
DS
·U(fDS)2(4.4)
106
Exemplarische Anwendungen
Das auf der Messelektronik verbaute IMU liefert die Horizontalbeschleunigung ACCx, Vertikalbe-
schleunigung ACCyund die Einheits-Quaternionen-Fusionsdaten, aus denen wie zuvor beschrieben,
der USW-Verlauf im Raum berechnet wird. Die Gangphasenerkennung erfolgt über die Horizontal-
beschleunigung, dies stellt sich als einfachste und zuverlässigste Methode heraus (Minimum). Die
Messdatendarstellung Abb.4.3 zeigt exemplarisch für einen Versuchsdurchlauf der Kondition ebe-
nes Gehen die Extraktion der RZP. Der initiale Bodenkontakt ist (bei physiologischen Probanden)
markant durch eine starke negative Beschleunigung in Horizontalrichtung (vgl. Abb.4.3, ACCx).
Zeit t in s
012345
Bechleunigung a in m/s² ; Dorsalanschlag in Nm
-30
-20
-10
0
10
20
30
40
50
Unterschenkelwinkel im Raum in °
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
ACCxACCyDorsalextensionsmoment Unterschenkelwinkelverlauf initialer Bodenkontakt
rechte Variante - 17LA3=16
Kondition: Ebenes Gehen
RZP aus Kinematikdaten -
Moving Average (11 Samples)
(Einzelstichprobe)
Trial:
60714z15.txt
Raum-Zeit-Paramter:
Wegstrecke ca. 5.86 m
Gang-Geschwindikeit:
1.2 ± 0.001 m/s
MW Doppelschrittfrequenz:
0.89 ± 0.03 Hz
54 ± 2 min-1
MW Doppelschrittlänge:
1.35 ± 0.05 m
Abb. 4.3: Bestimmung von Raum-Zeit-Parametern - exemplarisch ebenes Gehen (1 Trial)
Die Messunsicherheit der mittleren Ganggeschwindigkeit liegt auf der dritten Nachkommastelle.
Dieser Parameter lässt sich aufgrund der Lichtschrankentriggerung und deren Abstand sehr genau
ermitteln. Die mittlere Doppelschrittfrequenz und die mittlere Doppelschrittlänge lassen sich eben-
falls über die Gangphasenerkennung mit einer Messunsicherheit kleiner 4% erfassen. Die Anteile
der Unsicherheit (Anteil aus Algorithmik und Anteil des Probanden) werden nicht weiter quantifi-
Zeit t in s
1 1.5 2
Bechleunigung a in m/s
²
; Dorsalanschlag in Nm
-30
-20
-10
0
10
20
30
40
50
Unterschenkelwinkel im Raum in °
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
1a 1b2
3
4
Abb. 4.4: Ausschnitt RZP - exemplarisch ebenes
Gehen (1 Trial) - Legende vgl. Abb.4.3
ziert. Die Abbildung 4.4 zeigt den Ausschnitt im
Bereich von 1 bis 2,5 s der Abb.4.3. Ein GZ ist
definiert von IBK zum wiederholten IBK (Mar-
kierungen 1a, 1b). Die Standphase bildet den
Bereich (1a) bis (2) ab und beträgt 63 % des
GZ, während die Schwungphase im Bereich von
(2) bis (1b) liegt und 37 % beträgt. Das SSV
(63 %/ 37 %) stimmt mit dem der Ganganalyse
überein. Der DA wird bei 0◦USW (senkrecht)
wirksam (3), gleichzeitig ist das Reaktionsmo-
ment auf dem Sensor messbar (blaue Kennli-
nie). Die Vertikalbeschleunigung beträgt wäh-
rend der Standphase ca. 9,8 m/s2bei 0◦DA und
erweist sich als plausibel (4), während die Hori-
zontalbeschleunigung in der Standphase annä-
hernd null beträgt.
107
Exemplarische Anwendungen
Vergleich der RZP von Ganganalyse und iOG - Wiederholungsmessung (5 Trials)
Es werden fünf Versuche der Kondition ebe-
nes Gehen mit identischem Versuchssetup in
kurzen Zeitabständen wiederholt. Die Mess-
unsicherheiten der RZP des iOGs werden aus
den statistischen Anteilen (einfache Stan-
dardabweichung) für vMW und fDS und dem
Tab. 4.3: RZP Vergleich
RZP Ganganalyse iOG
vMW 1,18 ±0,04 m/s 1,23 ±0,03 m/s
fDS 52,9±1,3min
−154,5±1,7min
−1
lDS 1,33 ±0,05 m 1,36 ±0,06 m
fortgepflanzten Fehler für lDS bestimmt. Der Vergleich der RZP zeigt, dass die Abweichungen der
Parameter im Bereich der Messunsicherheit bzw. der Streuung der Messwerte liegen und die Ab-
weichungen der Mittelwerte ≤4 % betragen (vgl. Tab.4.3).
4.3.3 Kinetikdaten - Erfassung der Orthesengelenkmomente
Die Orthesengelenkmomente des iOG-Knöchelgelenks werden in Sagittal-, Frontal- und Transver-
salebene mit 100 Hz synchron zu den Kinematikdaten des IMUs und der Ganganalyse erfasst. Die
Bestimmung des Initialquaternions erfolgt wie beschrieben für jeden Versuch anhand der ersten Be-
lastung des DAs bei 0° für jeden Trial (vgl. Anhang A.20 Abb.A.113 - Abb.A.117 - roter Marker).
Die Normierung erfolgt wie beschrieben auf die GZ durch Detektion der IBK. Der GZ wird in Stand-
und Schwungphase unterteilt. Der Übergang von Stand- zur Schwungphase lässt sich sowohl über
Kinematik- als auch Kinetikdaten des iOGs detektieren. Die Versuchsauswertungen und Darstellun-
gen der Versuchswiederholungen einer Kondition erfolgen anhand eines MATLAB-Skripts(R2015a).
Je Versuchsdurchführung sind bei dem festgelegten Versuchssetup drei (Doppel-)Schritte auswert-
bar, bei fünf Wiederholungen entspricht dies 15 auswertbaren GZ. Die Darstellung erfolgt in einer
gemeinsamen Auswertung (vgl. Abb.4.5).
Gangzyklus normiert in %
0 102030405060708090100
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-10
0
10
20
30
40
50
60
Standphase Schwungphase
Unterschenkelwinkel in °
-70
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment Torsionsmoment Unterschenkelwinkel ACCGravity
rechte Variante - 17LA3=16
Dorsalanschlag 0°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage: 15 GZ
(Wechsel-)Biegemomente -
maximaler Signalhub (Peaks):
(ohne Quersprech-Korrektur)
MAnterior = (53.6 ± 3) Nm
MML = (3.8 - ( -6.8)) Nm = (10.7 ± 2) Nm
MTorsion = (3.1 - ( -7.2)) Nm = (10.3 ± 1) Nm
Mittleres max Anteriormoment (± ):
MAnterior = (38.5 ± 7.1) Nm
Unterschenkelwinkel (max)
US = 23° bis -61°
Raum-Zeit-Paramter:
Wegstrecke ca. 5.86 m
MW Gang-Geschwindikeit:
1.23 ± 0.03 m/s
MW Doppelschrittfrequenz:
0.91 ± 0.03 Hz
54.5 ± 1.7 min-1
MW Doppelschrittlänge:
1.36 ± 0.06 m
Abb. 4.5: Ebenes Gehen (5 Trials) - Orthesengelenkbelastungen auf GZ normiert und RZP
Die Datenanalyse wurde im Kap.4.2.2 beschrieben. Am rechten Orthesen-Knöchelgelenk werden
maximal (Mmax,ampl(+) +|Mmax,ampl(−)|)53,6±3 Nm dorsalextendierendes Moment, 10,7±2Nm
Frontalmoment, 10,3±1 Nm Transversalmoment und ein durchschnittliches dorsalextendierendes
Moment (Mampl) von 38,5±7,1 Nm gemessen. Die Lage der Spannweite bezüglich des Lastrich-
tungswechsels ist der Grafik Abb.4.5 rechts zu entnehmen. Die Spannweite der USW erstreckt sich
von 23° bis -61°.
108
Exemplarische Anwendungen
Die Orthesengelenkbelastungen treten „logischerweise“ maßgeblich während der Standphase und
insbesondere bei Belastung des DAs auf. Die Einflüsse durch Quersprechen sind gering. Im Fall
des Transversalmoments wäre bei reinem Quersprechen durch ein Sagittal- und Frontalmoment ein
positives (innenrotierendes) Moment zu erwarten. Da ein verhältnismäßig hohes außenrotierendes
Moment von maximal −7,2 Nm gemessen wird, könnte das real anliegende Moment bis zu −10 Nm
betragen bei Annahme eines positiven Quersprechens im Bereich von bis zu +3Nm. In diesem Fall
würde das Quersprechen das Maximalmoment verringern.
In der Frontalebene wird maßgeblich ein nach lateral gerichtetes (varisierendes) Moment von maxi-
mal −6,8 Nm gemessen. Das Quersprechen des Frontalmoments ist bei Sagittal- und Transversalmo-
menten stets positiv, folglich misst das Messgelenk bei negativen Momenten um
Abb. 4.6: AFO unilateral
Abb. 4.7: Externes Gelenkmoment vs. Orthesen-
gelenkmoment (Knöchelgelenk)
das Quersprechen verringerte Momente. Dies
hat zur Folge, dass das Lateralmoment höher
liegen könnte (ebenfalls bis zu -10 Nm)9.
Die unilateral gefertigten AFOs belasten bei
Lastaufnahme in der Sagittalebene (bei DA) die
Orthesenknöchelgelenke über die ventralen Ti-
biaschalen außeraxial (vgl. Abb.4.6). Dies führt
u. a. zu einem nach außen gerichteten Trans-
versalmoment, gleichzeitig werden die Orthesen
mit einem nach lateral gerichteten Frontalmo-
ment von ca. -10 Nm belastet.
In Kombination mit der instrumentellen Gang-
analyse lässt sich der Unterschied zwischen
externen Gelenkmomenten und Orthesenge-
lenkmomenten quantifizieren (vgl. Abb.4.7).
Die Abbildung zeigt das über inverse Dyna-
mik bestimmte externe Knöchelgelenkmoment
(blaue Kennlinie) und das Orthesengelenkmo-
ment (grüne Kennlinie) bezüglich des Knö-
cheldrehpunkts in der Sagittalebene. Die Kenn-
linien sind jeweils auf das Körpergewicht der
Probandin normiert. Das Orthesengelenkmo-
ment beträgt für diesen konkreten Fall10 in etwa
35 bis 58 % des externen Sagittalmoments.
Dieses Beispiel zeigt exemplarisch, dass das
über inverse Dynamik berechnete Gelenkmo-
ment von dem realen Orthesengelenkmoment abweicht. Die Differenz des Sagittalmoments ist ins-
besondere auf die muskulären Aktivitäten der Probandin und eventuelle Ungenauigkeiten des Be-
rechnungsmodells der inversen Dynamik zurückzuführen. Dieses Kennlinienverhalten lässt sich auf
die Momente in der Frontal- und Transversalebene übertragen, wobei die Zusammenhänge und die
Größenordnungen der Momente nicht vorhersagbar sind und deshalb messtechnisch erfasst werden
müssen.
9Die Kennlinien bezüglich des Quersprechens für das rechte Knöchelgelenk 17LA3=16(R) sind im Anhang Kap.A.16,
Abb.A.77 - Abb.A.79 dokumentiert.
10Die Kennlinien zeigen für die Kondition ebenes Gehen exemplarisch für einen Trial „lediglich“ einen Schritt, da die
Ganganalyse je Trial nur im Bereich der Kraftmessplatten für einen Doppelschritt Kinetikdaten generieren kann.
109
Exemplarische Anwendungen
4.3.4 Gelenkevaluation anhand von Belastungsindizes
Tab. 4.4: Belastungsindizes ebenes Gehen 16 mm (14 mm) - AFO unilateral
Knöchel
Messbrücke Belastungsindizes rechts
BdBsBs
AP 28% 39% (66%) 54% (92%)
ML 23 % −28 % (−49 %) −37 % (−62 %)
Torsion 35 % k.A. k.A.
In der Tabelle 4.4 sind die Belastungsindizes für die 16 mm (14 mm) Gelenkgröße dargestellt. Die
für die Berechnung der Belastungsdauer (Bd) benötigten mittleren Gelenkmomente (MGZ)sindim
Anhang A.18.1 in Tabelle A.28 aufgeführt.
Die Indizes zeigen an, dass für die Kondition ebenes Gehen eine 14 mm Gelenkvariante theoretisch
einsetzbar wäre. Allerdings muss berücksichtigt werden, dass es sich um keinen pathologischen Pa-
tienten handelt und die Gelenkbelastungen nur für die Ebene unter Laborbedingungen ermittelt
wurden. Die Gelenkbelastungen schwanken nur geringfügig, sodass außerdem angenommen werden
muss, dass bisher keine Extrembelastungen detektiert wurden. Ohne die Kenntnis der Belastungs-
spitzen, ist die Auswahl sicherer Orthesenkomponenten nicht möglich.
4.4 Proof of Concept - KAFO gesperrt
4.4.1 Versuchsbeschreibung
Abb. 4.8:
KAFO bila-
teral gesperrt
Der Funktionsnachweis der iOG-Messsysteme im Stand-Alone Betrieb erfolgt an-
hand eines linksseitig mit einer gesperrten bilateralen KAFO versorgten männli-
chen Polio-Patienten im Sanitätshaus ohne Ganganalyse. Die Originalgelenke an
Knie und Knöchel in 16 mm Schienenbreite werden für den Zeitpunkt der Messung
gegen die iOGs ausgetauscht (vgl. Abb.4.8). Da die Messgelenke am linken Bein
verbaut sind, gelten die Richtungskonventionen der linken (lateralen) iOGs und
werden für die Frontal- und Transversalebene der medialen Gelenke gedreht.
Der Patient ist 65 Jahre alt, 180 cm groß und wiegt 68 kg ohne Orthesen. Des Wei-
teren hat der Patient eine Skoliose. Es handelt sich um einen aktiven Patienten,
der in der Vergangenheit u. a. an der deutschen Hand-Bike Meisterschaft teilge-
nommen hat. Es werden die Konditionen ebenes Gehen (5 m), Rampe aufwärts
(3,5 m) und Treppe abwärts (4 Stufen) erfasst (vgl. Anhang A.21 Abb.A.118 -
Abb.A.120). Die Längen der Messstrecken wurden an die vorhandenen Räumlich-
keiten angepasst. Dies ist bei Stand-Alone Messungen problemlos möglich, muss
aber bei der vergleichenden Auswertung von Messdaten berücksichtigt werden.
Orthesenaufbau
Die Orthese ist so konstruiert worden, dass das Patientenbein kaum Druckbelastungen aufneh-
men muss. Der Hintergrund ist, dass das Bein des Patienten in der Vergangenheit bei zu großem
Druck am Knöchel angeschwollen ist. Die Orthese nimmt einen Teil des Patientengewichts über
den Sitzbein-Aufsitz am proximalen Ende der proximalen Orthesenschale, über die Innenflächen
sowie über die Verschlüsse und Klettgurte auf.
110
Exemplarische Anwendungen
4.4.2 Ebenes Gehen
Es werden fünf Versuchswiederholungen durchgeführt. Im Anhang A.21 Abb.A.121 ist exemplarisch
ein Versuchsdurchgang dargestellt. Die Gangphasendetektion erfolgt anhand der Momenteinleitung
(Flexion) in die Knie-Messgelenke11. Die Standphaseneinleitung (initialer Bodenkontakt) ist jeweils
in allen vier Messgelenk-Kinetikdiagrammen mit einem roten Kreis gekennzeichnet.
Die Zehenablösung (der Anfang der Schwungphase) ist im zeitlichen Verlauf des distalen Sagittal-
moments des linken Kniegelenks mit schwarzen kreisförmigen Markierungen gekennzeichnet.
Bei der 0◦Position ist der Unterschenkel senkrecht im Raum, dieser Punkt ist markant für das
Initialquaternion und ist im Messdiagramm des linken Knöchels mit einem schwarzen Kreis mar-
kiert (vgl. Anhang A.21 Abb.A.121).
Der Algorithmus wird wiederholt auf alle fünf Versuchswiederholungen angewendet. Insgesamt erge-
ben sich 21 auswertbare Schritte, die normiert in einer Übersichtsgrafik (vgl. Anhang Abb.A.122ff.)
auf die GZ normiert dargestellt werden. Jedes Gelenk wird separat auf die GZ normiert ausgewertet.
Für alle Messebenen werden die Gelenkbelastungen entsprechend der Richtungskonvention quanti-
fiziert und die RZP, der USW und der Oberschenkelwinkel (OSW) sowie das SSV mit Angabe der
einfachen Standardabweichung erfasst. Es werden jeweils die mittleren maximalen Gelenkmomente
mit der einfachen Standardabweichung angegeben. Die Maximalbelastungen werden ebenenspezi-
fisch anhand des absolut maximal und minimal gemessenen Moments über alle Trials hinweg sowie
der absolut maximale Hub eines Schrittes unter Angabe der Messunsicherheit des Messsystems
angegeben. Die Spannweite des absoluten maximalen und minimalen Moments übersteigt in der
Regel den absoluten maximalen Hub der Einzelschritte und wird deshalb mit „>=“ gekennzeichnet.
Um die Lage der Wechselbiegemomentbelastungen quantifizieren zu können, wird immer das Mo-
ment bezüglich des Nullpunkts zusätzlich zum Signalhub angegeben (vgl. Anhang A.21 Abb.A.123
- Abb.A.126).
Übersicht der Ergebnisse12
Der Patient weist eine deutlich reduzierte mittlere Gangge-
schwindigkeit von 0,62 ±0,04 m/s auf, die in etwa nur die
Hälfte der physiologischen Ganggeschwindigkeit beträgt. Die
mittlere Doppelschrittlänge ist mit 0,88 ±0,07 m deutlich ver-
kürzt, dies spiegelt sich auch in dem geringen Bewegungsum-
fang von ca. 30◦des Ober- und Unterschenkelwinkels im Raum
wider. Die Standphase ist mit ca. 68 % deutlich länger als beim
physiologischen Gehen (vgl. Tab.4.5). Grundsätzlich werden
die Orthesenkniegelenke, als Folge der Stützwirkung des Pati-
enten durch die Orthese, maßgeblich mit einem Flexions- und
am Knöchelgelenk mit einem Extensionsmoment belastet,
Tab. 4.5: RZP KAFO bilateral -
ebenes Gehen
RZP iOG
vMW 0,62 ±0,04 m/s
fDS 42,1±1,3min
−1
lDS 0,88 ±0,07 m
OSW 29 ±3◦
USW 32 ±2◦
SSV 67,8/32,2±2,6%
wenn der DA wirksam wird. Das Sagittalmoment des medialen Kniegelenks (rechts) ist im Schnitt
20 % höher als das des kontralateralen. Die Frontal- und Torsionsmomente liegen im konkreten Fall
im Bereich von ±(4 ±0,5) Nm. Erwartungsgemäß sind diese Orthesenbelastungen beim bilateralen
Orthesenaufbau nicht besonders stark ausgeprägt (vgl. Tab.4.6).
11Der initiale Bodenkontakt wird anhand des distalen Sagittalmoments des linken Kniegelenks detektiert.
12Anm: Am rechten Kniegelenk war zum Zeitpunkt der Messung die proximale Messbrücke für die Frontalebene und
am rechten Knöchelgelenk die Messbrücke für die Transversalebene (Kondition Ebene)/ beiden Knöchelgelenken
für die (Kondition Rampe) ausgefallen, deshalb sind hier keine Werte tabelliert (vgl. Tab.4.6/ Tab.4.8).
111
Exemplarische Anwendungen
Tab. 4.6: Ergebnisübersicht ebenes Gehen - KAFO bilateral gesperrt
Knie
Messbrücke mittlere Spannweite in Nm maximale Spannweite in Nm
links (lateral) rechts (medial) links (lateral) rechts (medial)
APproximal 1,8−(−11,0) = 12,8±1,13,0−(−14,3) = 17,3±1,5 3,3−(−12,8) >=14,8±7,55,0−(−16,3) >=19,6±7,5
APdistal 4,5−(−14,1) = 18,6±1,73,7−(−18,0) = 21,7±1,8 6,9−(−16,7) >=21,7±2,57,2−(−20,2) >=24,7±2,5
MLproximal 1,7−(−0,8) = 2,4±0,4- 2,3−(−1,4) >=3,3±3,5-
MLdistal 3,7−(−1,4) = 5,1±0,50,6−(−1,8) = 2,4±0,2 4,3−(−1,8) >=5,7±0,50,8−(−2,0) >=2,7±0,5
Torsion 1,2−(−1,2) = 2,3±0,40,9−(−1,6) = 2,5±0,3 1,4−(−2,3) >=3,4±0,51,5−(−2,3) >=3,2±0,5
Knöchel
Messbrücke mittlere Spannweite in Nm maximale Spannweite in Nm
links (lateral) rechts (medial) links (lateral) rechts (medial)
AP 17,2±3,422,8±5,0 23,3±3,034,7±3,0
ML 0,7−(−1,7) = 2,4±0,40,1−(−3,1) = 3,2±0,3 1,4−(−2,4) >=3,3±2,00,2−(−3,8) >=3,9±2,0
Torsion 1,3−(−1,3) = 2,6±0,7- 2,2−(−2,5) >=3,8±1,0-
4.4.3 Rampe
Die Messstrecke weist eine Steigung von 5◦auf und ist bedingt durch die räumlichen Gegebenheiten
3,5 Meter lang. Je Versuchsdurchlauf sind auf der Messstrecke drei Schritte auswertbar. Insgesamt
werden 15 Einzelschritte ausgewertet (vgl. Anhang A.21 Abb.A.127 - Abb.A.132). Die Klassifizie-
rungen der Initialquaternionen und Bestimmung der SSVs erfolgt vergleichbar zu Kap.4.4.2.
Übersicht der Ergebnisse
Die mittlere Ganggeschwindigkeit ist mit 0,53 ±0,06 m/s im
Vergleich zur Kondition „Ebene“ reduziert. Die mittlere Dop-
pelschrittlänge ist mit 0,83 ±0,09 m ebenfalls ca. 6 % kürzer.
Der Bewegungsumfang des OSWs/ USWs bleibt mit ca. 30◦
unverändert. Die Standphase ist mit mit ca. 73 % deutlich ver-
längert (vgl. Tab.4.7). Die Spannweiten der Kniegelenkmomente
sind mit denen für die Ebene vergleichbar, denn die Abweichun-
gen liegen im Bereich der Messwertstreuungen. Die Wechselbie-
gebelastungen in der Sagittalebene sind deutlich in Richtung
extendierende Momente verschoben und weisen damit eine sym-
Tab. 4.7: RZP KAFO - Rampe
RZP iOG
vMW 0,53 ±0,06 m/s
fDS 38,2±1,5min
−1
lDS 0,83 ±0,09 m
OSW 29 ±2◦
USW 32 ±2◦
SSV 73,4/26,6±3,1%
metrischere Wechselbiegebelastung auf. Da die Einstellungen der DAs unverändert bleiben und
nicht auf die Kondition Rampe angepasst werden, werden diese entsprechend früher im GZ wirk-
sam. Bereits während der Flexionsbelastung der Kniegelenke wird der DA wirksam. Der Patient
behilft sich mittels Handlauf den Widerstand der früh wirkenden DAs zu überwinden (vgl. Abb.4.10
und Anhang A.21 Abb.A.119). Die Dauer der Belastungsphasen und die Sagittalmomente an den
Knöchelgelenken ändern sich deutlich und liegen ca. 70 % höher im Vergleich zur Belastung in der
„Ebene“. Die Knöchelbelastungen in der Frontalebene sind vernachlässigbar gering (vgl. Tab.4.8).
Tab. 4.8: Ergebnisübersicht Rampe - KAFO bilateral
Knie
Messbrücke mittlere Spannweite in Nm maximale Spannweite in Nm
links (lateral) rechts (medial) links (lateral) rechts (medial)
APproximal (3,6−(−8,5)) = 12,1±0,6(6,3−(−8,6)) = 15,0±1,3(4,3−(−9,3)) >=13,1±7,5(7,4−(−10,4)) >=17,1±7,5
APdistal (8 −(−11,2)) = 19,2±1,5(7,9−(−13,5)) = 21,4±2,1(9,4−(−12,4)) >=21,3±2,5(10,3−(−15,6)) >=25,1±2,5
MLproximal (1,0−(−2,3)) = 3,3±0,4- (1,2−(−2,7)) >=3,9±3,5-
MLdistal (2,7−(−2,7)) = 5,4±0,5(0,8−(−1,9)) = 2,7±0,2(3,3−(−3,3)) >=6,2±0,5(1,1−(−2,2)) >=3,0±0,5
Torsion (0.07 −(−2.4)) = 2,5±0,3(−0,5−(−2,5)) = 2,0±0,5(0,6−(−3,1)) >=3,1±0,5(−0,2−(−3,6)) >=3,1±0,5
Knöchel
Messbrücke mittlere Spannweite in Nm maximale Spannweite in Nm
links (lateral) rechts (medial) links (lateral) rechts (medial)
AP 31,2±2,937,0±5,8 36,1±3,045,7±3,0
ML (0,4−(−0,7)) = 1,2±0,4(0,4−(−3,4)) = 3,8±0,3 1,9−(−1,2) >=2,4±2,0(0,7−(−4,0)) >=4,4±2,0
Torsion -- --
112
Exemplarische Anwendungen
4.4.4 Treppe
Bei der Kondition Treppe Abwärtsgehen kam es zum Systemausfall
beider Knöchelgelenke, sodass lediglich die Kniegelenkbelastungen
exemplarisch dargestellt und ausgewertet werden (vgl. Anhang A.21
Abb.A.133 und Abb.A.134). Es werden die maximalen Signalhübe
und deren Lage bezüglich des unbelasteten Zustands ausgewertet.
Die Bestimmung der RZP ist für die Kondition Treppe nicht sinn-
voll. Die Hauptbelastung beim Abwärtsgehen mit der gesperrten
KAFO vorweg liegt auf dem Knie-Flexionsmoment (vgl. Abb.4.9).
Das beschleunigte Auftreten auf die Stufen spiegelt sich in den
impulsförmigen Biegemomenten der Sagittalebene zu Beginn der
Standphase wider. Externe Momente, die nicht durch muskuläre
Restaktivitäten kompensiert werden, sind als Reaktionsmomente
(Stützwirkung der Orthese) messbar. Jeweils auf der letzten Trep-
penstufe bringt der Patient stets die höchsten Flexionsmomente in
Abb. 4.9: Treppe Abwärtsge-
hen - KAFO gesperrt
die Orthese. Zusätzlich zu den verhält-
nismäßig hohen Belastungen der Or-
these in der Sagittalebene treten hohe
positive Momente in der Frontal- und
Transversalebene auf (vgl. Tab.4.9).
Beim Vergleich des lateral und me-
dial verbauten iOGs fällt auf, dass
das laterale Gelenk übermäßig in der
Frontal- und Transversalebene belastet
wird, während das mediale Gelenk stär-
ker in der Sagittalebene belastet wird.
Tab. 4.9: Ergebnisübersicht Treppe - KAFO bilateral
Knie
Messbrücke maximale Spannweite in Nm
links (lateral) rechts (medial)
APproximal 0,8−(−36,4) = 37,2±7,52,2−(−40,6) = 42,8±7,5
APdistal 0,0−(−45,0) = 45,0±2,51,7−(−55,9) = 57,6±2,5
MLproximal 8,6−(−0,2) = 8,8±3,5-
MLdistal 9,3−(−0,5) = 9,9±0,50,9−(−3,3) = 4,2±0,5
Torsion 6,0−(−1,7) = 7,7±0,52,8−(−2,7) = 5,6±0,5
4.4.5 Gelenkevaluation anhand von Belastungsindizes
In den Tabellen 4.10 und 4.11 sind die drei Kennwerte für die Konditionen ebenes Gehen und
Rampe mit gesperrter KAFO dargestellt. Die in Klammern gesetzten Kennwerte beziehen sich auf
das FGM der 14 mm Gelenkgröße, dies ist die nächst kleinere Variante. Die für die Berechnung der
Belastungsdauer (Bd) benötigten mittleren Gelenkmomente (MGZ) sind im Anhang A.18.2 in den
Tabellen A.29 und A.30 aufgeführt.
Der Vergleich der Konditionen Ebene und Rampe zeigt:
• Die Hauptbelastungsebene ist die Sagittalebene. Die Sagittalmoment-Amplituden der Knie-
gelenke nehmen an der Rampe ab (Bs,B
s↓).
• Beim ebenen Gehen und auf der Rampe wirkt auf das rechte Kniegelenk ein höheres Flexi-
onsmoment als auf das linke Gelenk.
• An der Rampe steigen die Belastungsdauer und die Amplitude des Moments in der Sagittal-
ebene am Knöchelgelenk deutlich an (Bd,B
s,B
s↑).
• Eine Versorgung mit der 14 mm Gelenkgröße wäre prinzipiell möglich. Dies gilt unter der
Voraussetzung, dass die maximal auftretenden Momente erfasst wurden. Es besteht die Ein-
schränkung, dass für die Kondition Treppe abwärts aufgrund eines technischen Defekts keine
Messdaten vorliegen und deshalb keine Aussagen zu den Gelenkbelastungen möglich sind.
113
Exemplarische Anwendungen
Tab. 4.10: Belastungsindizes ebenes Gehen 16 mm (14 mm) - KAFO bilateral
Knie
Messbrücke Belastungsindizes links Belastungsindizes rechts
BdBsBsBdBsBs
APproximal 28 % −17 % (−30 %) −20 % (−35 %) 24 % −23 % (−39 %) −26 % (−44 %)
APdistal 29 % −22 % (−38 %) −26 % (−45 %) 23 % −29 % (−49 %) −32 % (−54 %)
MLproximal 29% 13% (22%) 18% (30%) -- -
MLdistal 22% 28% (48%) 33% (56%) 22 % −14 % (−23 %) −15 % (−26 %)
Torsion 33 % k.A. k.A. 25 % k.A. k.A.
Knöchel
Messbrücke Belastungsindizes links Belastungsindizes rechts
BdBsBsBdBsBs
AP 10% 17% (30%) 24% (40%) 9 % 23 % (39 %) 35 % (60 %)
ML 24 % −9% (−16 %) −13 % (−22 %) 13 % −17 % (−28 %) −20 % (−35 %)
Torsion 31 % k.A. k.A. -- -
Tab. 4.11: Belastungsindizes Rampe 16 mm (14 mm) - KAFO bilateral
Knie
Messbrücke Belastungsindizes links Belastungsindizes rechts
BdBsBsBdBsBs
APproximal 27 % −13 % (−23 %) −15 % (−25 %) 34 % −14 % (−23 %) −16 % (−28 %)
APdistal 31 % −18 % (−30 %) −20 % (−33 %) 27 % −21 % (−36 %) −25 % (−42 %)
MLproximal 28 % −18 % (−30 %) −21 % (−35 %) -- -
MLdistal 37 % −21 % (−35 %) −25 % (−43 %) 29 % −15 % (−25 %) −17 % (−29 %)
Torsion 42 % k.A. k.A. 44 % k.A. k.A.
Knöchel
Messbrücke Belastungsindizes links Belastungsindizes rechts
BdBsBsBdBsBs
AP 24% 32% (54%) 36% (62%) 22% 37% (64%) 46% (79%)
ML 43 % −4% (−6%) 10% (17%) 26 % −18 % (−31 %) −22 % (−37 %)
Torsion -- --- -
4.4.6 Schlussfolgerungen
Die Hauptbelastungen der Orthesengelenke liegen für alle Konditionen in der Sagittalebene. Die
Orthesenkniegelenkbelastungen der Konditionen Ebene und Rampe sind vergleichbar. Es kommt
zu einer Verschiebung des Momentenverlaufs beim Aufwärtsgehen der Rampe in Richtung exten-
dierender Belastungen. Im konkreten Fall führt es zu einer symmetrischen Wechselbiegebelastung
für die Kondition Rampe. Die Knöchelgelenkbelastungen unterscheiden sich deutlich und liegen in
der Sagittalebene um ca. 70 % höher. Die Knöchelgelenke werden deutlich stärker und länger beim
Gehen auf der Rampe belastet, diese Erkenntnisse decken sich mit den Ergebnissen von Hochmann
und Schmalz ([42]). Der Grund liegt in der Orthesenkonfiguration. Der DA ist auf der Rampe
unverändert auf 0◦eingestellt, dadurch wird dieser an der Steigung früher wirksam. Der Patient
muss sich anstrengen, um sich über den wirkenden Vorfußhebel hinwegzubewegen und nimmt den
Handlauf zur Hilfe. Durch den Kraftnebenschluss über den Handlauf bringt der Patient mit Hilfe
seiner Oberkörpermuskulatur ein zusätzliches Moment in das Orthesensystem von außen ein (vgl.
114
Exemplarische Anwendungen
Markierung Abb.4.10). In diesem Fall wirkt ein hohes Extensionsmoment auf den Knöchel, welches
der Patient ohne den Handlauf vermutlich nicht ohne Schwung hätte aufbringen können.
Die bilateralen Messungen zeigen auf, dass ungleichmäßig eingestellte DAs zu einer ungleichmäßigen
Belastung der Orthese führen. Die Auswirkungen sind jedoch gering und sind am Knöchelgelenk
mit Abweichungen im Signalhub von linker und rechter Variante von durchschnittlich +5 Nm/ max.
+ 10 Nm in der Sagittalebene messbar. Die Frontal- und Transversalmomente liegen für „symme-
trische“ Bewegungsabläufe wie Gehen in der Ebene oder auf der Rampe im Bereich von ±3Nm
und sind damit eher gering. Eine Ausnahme stellt die Kondition Treppe abwärts dar. Es treten
insgesamt die höchsten Orthesengelenkbelastungen in allen Ebenen auf13 (vgl. Tab.4.9).
Andrysek et al. nehmen an, dass durch ein entsperrtes mediales Kniegelenk das gesamte Knie-
flexionsmoment über einen lateral verbauten Mehrkomponentensensor messbar sei ([5, S.1374]).
Die durchgeführten Messungen (KAFO bilateral gesperrt) zeigen eine annähernd symmetrische
Verteilung des Flexionsmomentes auf beide Orthesenkniegelenke. Wäre das mediale Gelenk ent-
sperrt, müsste dementsprechend das gesamte Flexionsmoment auf das laterale Gelenk wirken. Da
der Ursprung des Moments die Stützwirkung des Patienten ist, welche dorsal über die Orthesen-
schale in das Gelenk außerhalb der Achse eingeleitet wird, führt dies zwangsläufig zu Belastungen
in der Frontal- und Transversalebene. Die Annahme von Andrysek et al. lässt sich außerdem nicht
auf die Frontal- und Transversalebene und deren Momente übertragen, da die Orthesengelenke in
diesen Ebenen keine Freiheitsgrade besitzen. Die durchgeführten Messungen und die Ergebnisse
(vgl. Tab.4.6, Tab.4.8 und Tab.4.9) belegen dies. Um diese Gelenkmomente in Erfahrung zu brin-
gen, sind Messungen an allen Gelenken unumgänglich.
Die Untersuchungen an der Rampe haben außerdem gezeigt, dass es nicht ohne weitere Analysen
möglich ist, aus den Kniegelenkmomenten Rückschlüsse auf die Knöchelgelenkmomente zu ziehen.
Ein entscheidender Einflussfaktor sind die Einstellungen der DAs. Ein reduziertes Flexionsmoment
bei gleichzeitig erhöhtem Extensionsmoment am Kniegelenk der Kondition Rampe, ist ein Indiz
für ein erhöhtes Knöchel-Extensionsmoment. Eine mögliche Korrelation beider Momente wurde
aber nicht untersucht. Die höhere Schwankungsbreite des SSV der Kondition Rampe und die an-
steigenden flektierenden Maximalmomente hin zur letzten Stufe der Kondition Treppe legen die
Vermutung nahe, dass möglicherweise Ermüdungserscheinungen die Messungen beeinflusst haben
oder der Patient erleichtert war, die letzte Stufe geschafft zu haben.
Abb. 4.10: Funktionsnachweis - Stand-Alone
Messung KAFO
Die Gangphasenklassifizierung ist sowohl mit
als auch ohne Beschleunigungsinformation des
IMUs möglich. Ohne Beschleunigungswerte er-
fordert dies aber stets eine Anpassung des Aus-
wertealgorithmuses.
Stand-Alone Messungen sind mit minima-
lem Aufwand14 zuverlässig möglich und nicht
auf die Laborumgebungen beschränkt (vgl.
Abb.4.10). Das Gewicht der Gesamtorthese er-
höht sich, bedingt durch die aufgesteckte Mess-
elektronik, um max. 120 g15.
13Der Ausfall der Knöchelmessgelenke lässt am Knöchel keine Belastungsanalysen zu.
14Minimaler Aufwand: Kurze Rüstzeit, kompakte/ einfach einzusetzende Messtechnik und Ein-Mann Bedienung.
15An einer KAFO werden je eine Messelektronik (ca. 60 g) am Knie- und Knöchelgelenk verbaut.
115
Exemplarische Anwendungen
Haupterkenntnisse
• Die Sagittalebene ist die Hauptbelastungsebene.
–Das Orthesenkniegelenkmoment ist stets geringer als das Knöchelgelenkmoment (dies
berücksichtigt keine auftretende Spastik).
–Die größten Momente am Kniegelenk sind die Flexionsmomente. Das Extensionsmoment
ist durch den Vorfußhebel begrenzt (statischer Fall).
–Der DA ist ursächlich für die Extensionsmomente im Knöchel- und im Kniegelenk. Meh-
rere Punkte sind hierbei entscheidend:
∗ Die Konfiguration des DA (eingestellter Winkel).
∗ Die Symmetrie der Einstellung der DAs bei bilateraler Versorgung ist für symme-
trische Extensionsmomente verantwortlich.
∗ Die Beschaffenheit des Untergrunds (eben, uneben, ansteigend/ abfallend).
∗ Die Länge und Steifigkeit des Vorfußhebels.
∗ Beschleunigte Bewegungen/ Dynamik (Bsp. Patient holt an der Rampe Schwung).
–Je früher der DA wirksam wird, desto geringer wird verhältnismäßig das flektierende
und umso größer das extendierende Kniegelenkmoment. Gleichzeitig steigt die Länge
der Belastungsphase und die Höhe des extendierenden Knöchelgelenkmoments an, dies
gilt insbesondere für das Aufwärtsgehen an Rampen.
• Die größten Biegemomente treten durch impulsartige Belastungen/ beschleunigte Bewegun-
gen auf (Bsp. Treppe Abwärtsgehen).
• Trends (Bsp. ansteigende Momente) und größere Messwertstreuungen wie z.B. des SSVs
können Hinweise auf Ermüdungserscheinungen des Patienten sein.
• Die Vorschläge von Andrysek et al. wurden aufgegriffen und umgesetzt („additional gait
variables such as joint kinematics ... examine additional factors associated with the increase
in support moments.“, „Future work should also aim to apply a load cell to the medial knee
joint of the KAFO,...“ ([4, S.111]).
• Durch die Nutzung der Originalorthese des Patienten entfallen anforderungsgerecht der Mes-
sorthesenbau und die Eingewöhnungszeit.
• Bei bilateraler Versorgung muss jeweils am medial verbauten Gelenk in Frontal- und Trans-
versalebene die Richtungskonvention gedreht werden.
• Anhand der Belastungsindizes (Tab.4.10 und Tab.4.11) lässt sich belegen, dass prinzipiell
eine Versorgung mit einer 14 mm Gelenkgröße möglich wäre. Dies gilt allerdings nur unter
der Voraussetzung, dass beim Abwärtsgehen der Treppe insbesondere am Knöchelgelenk die
maximal möglichen Momente nicht überschritten wurden und die Extrembelastungen bereits
messtechnisch erfasst wurden.
116
Exemplarische Anwendungen
4.5 Messung am ICP-Patienten (AFO-Versorgung)
Abb. 4.11: ICP-Patient - AFO unilateral
Es wurde eine Messung an einem ICP-
Patienten16 für die Kondition ebenes Gehen
durchgeführt (vgl. Abb.4.11). Er trug beid-
seitig unilaterale Unterschenkelorthesen mit
den System-Knöchelgelenken 17LA3 (Größe
16 mm). Während der Versuchsdurchführung
nutzte der Patient Vierfußgehstützen. Die Ver-
suchsdurchführung erfolgte für die Ebene nach
der in Kap.3.5 beschriebenen Methodik. Insge-
samt wurden 14 Versuche auf einer sechs Meter
langen Strecke im Ganglabor durchgeführt. Der
Patient hat die linke und die rechte Kraftmess-
platte der instrumentellen Ganganalyse nur sporadisch mit dem ganzen Fuß getroffen. Für zwei
Versuchsdurchführungen waren die externen Gelenkmomente für die linke und rechte Seite über
die inverse Dynamik bestimmbar sowie für drei weitere Durchführungen nur für die rechte Seite.
Für die restlichen neun Versuche waren keine externen Gelenkmomente auswertbar, da die Kraft-
messplatten nicht korrekt getroffen wurden und ein Kraftnebenschluss zum Fußboden bestand.
Übersicht der Ergebnisse
Die für je einen Doppelschritt über die inverse Dynamik berechneten externen Gelenkmomente der
zwei gültigen Trials werden für den ersten gültigen Trial exemplarisch für die Sagittal- (Abb.4.12),
Frontal- (Abb.4.13) und Transversalebene (Abb.4.14) zusammen mit dem jeweiligen Orthesenge-
lenkmoment dargestellt17. Die Darstellungen sind nicht auf einen GZ normiert. Eine Normierung
hätte zur Folge, dass bei der Darstellung eines Doppelschritts die Kinetikmessdaten des iOGs zum
Beginn und zum Ende des jeweiligen GZs „abgeschnitten“ werden.
Die angegebenen Messunsicherheiten der externen Gelenkmomente aus der Ganganalyse betragen
ca. 9 % (vgl. Anhang Kap. A.22.1) und die des iOGs sind im Kap.3.4.5 Tab.3.21 aufgelistet.
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Sagittalmoment in Nm
-10
0
10
20
30
40
50
APGA_Right APiOG_Right APGA_Left APiOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Sagittalmomente
Mmax,GAright
= (48 ± 4) Nm
Mmax,iOGright
= (47 ± 3) Nm
Mmax,right = 0.6 Nm
Mmax,GAleft
= (42 ± 4) Nm
Mmax,iOGleft
= (22 ± 3) Nm
Mmax,left = 20 Nm
Trial: Trial_z56
Abb. 4.12: Trial 1 - Externe Momente und iOG-Momente (Sagittalebene)
16Patientendaten: Männlich; 16 Jahre; 1,53 m; 47,5 kg; ICP spast. Diparese; GMFCS III; beidseitig AFO unilateral;
Vierfußgehstützen Gehhilfe; 9 Stunden Tragedauer des Hilfsmittels am Tag; Erhebungsbogen siehe A.17.
17Alle Messdiagramme und auf das Patientengewicht normierten Darstellungen siehe Anhang Kap.A.22.
117
Exemplarische Anwendungen
Abb.4.12: Das externe Knöchel-Sagittalmoment (rote KL) der rechten Seite weist einen nahezu
identischen Verlauf zu dem des iOGs (blaue KL) auf. Die Abweichungen beider Kennlinien (KL)
liegen im Bereich der Messunsicherheit. Das linksseitige externe Moment (Magenta) ist ca. 12 %
geringer als das rechtsseitige externe Moment. Das linke iOG-Anteriormoment (Cyan) beträgt nur
ca. 50 % des linksseitigen externen Moments.
Die Verhältnisse der externen Momente und der Orthesengelenkmomente des zweiten gültigen Trials
sind prinzipiell sehr ähnlich, lediglich die Kennlinienverläufe weisen geringfügige Unterschiede auf
(vgl. Anhang Kap.A.22 Abb.A.139/ A.142).
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Frontalmoment in Nm
-10
-5
0
5
10
15
20
25
MLGA_Right MLiOG_Right MLGA_Left MLiOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Frontalmomente
Mmax,GAright
= (22 ± 2) Nm
Mmax,iOGright
= (7 ± 2) Nm
Mmax,right = 14 Nm
Mmax,GAleft
= (17 ± 2) Nm
Mmax,iOGleft
= (4 ± 2) Nm
Mmax,left = 13 Nm
Trial: Trial_z56
Abb. 4.13: Trial 1 - Externe Momente und iOG-Momente (Frontalebene)
Abb.4.13: Das rechtsseitige iOG-Frontalmoment (blaue KL) beträgt mit maximal 7 Nm nur ca.
30 % des externen Moments von 22 Nm, linksseitig beträgt das anteilige Moment nur ca. 24 %. Das
Amplitudenmoment des linken im Vergleich zum rechten externen Moment ist ca. 23% geringer,
während das linke Orthesengelenkmoment ca. 43 % geringer ist als das rechtsseitige. Die anteilige
Orthesengelenkbelastung ist im zweiten Versuch mit ca. 50% rechts und 30 % links etwas höher,
das Verhältnis der externen Spitzenmomente unterscheidet sich aber nicht (vgl. Abb.A.140/A.143).
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Transversalmoment in Nm
-10
-5
0
5
10
15
TorsionGA_Right TorsioniOG_Right TorsionGA_Left TorsioniOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Transversalmomente
Mmax,GAright
= (8.2 ± 0.7) Nm
Mmax,iOGright
= k.A.
Mmax,right = k.A.
Mmax,GAleft
= (8.6 ± 0.8) Nm
Mmax,iOGleft
= (1.4 ± 1) Nm
Mmax,left = 7.2 Nm
Trial: Trial_z56
Abb. 4.14: Trial 1 - Externe Momente und iOG-Momente (Transversalebene)
118
Exemplarische Anwendungen
Abb.4.14: Insbesondere die Erfassung von Transversalmomenten mittels instrumenteller Gang-
analyse ist mit hohen Variabilitäten verbunden (vgl. Kap.2.4.1; [64, S.364]). Darüber hinaus hat
die Definition der Rotationsachse insbesondere bei kurzen Hebeln einen verhältnismäßig großen
Einfluss (vgl. Messunsicherheit der instrumentellen Ganganalyse - Anhang Kap.A.22.1).
Das rechtsseitige externe Transversalmoment weist mit einem Signalhub von (|−4|+8 = 12) Nm ein
verhältnismäßig hohes Moment auf. Die Messung des rechtsseitigen Orthesengelenkmoments in der
Transversalebene war aufgrund eines Sensorausfalls nicht möglich. Das linksseitige externe Trans-
versalmoment weist eine Spitzenbelastung ebenfalls von ca. 8 Nm auf. Das iOG misst zur gleichen
Zeit ein außenrotierendes Moment von ca. 2 bis 2,5 Nm. Die Signalamplituden und die Kennlinien-
verläufe sind für den zweiten gültigen Trial ähnlich (vgl. Anhang Kap.A.22, Abb.A.141/A.144).
Gangzyklus normiert in %
0 102030405060708090100
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-10
0
10
20
30
40
50
60
~Standphase/ Dorsalanschlag 10° ~Schwungphase
Unterschenkelwinkel in °
-70
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment Torsionsmoment Unterschenkelwinkel
rechte Variante - 17LA3=16(R)
Dorsalanschlag 10°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage: 25 GZ
(Wechsel-)Biegemomente (Peaks) -
(ohne Quersprech-Korrektur)
Mittlere Spannweite ± 1 :
MAnterior = (42.3 ± 2.4) Nm
MML = (7.7-(-3.2)) Nm = (10.9 ± 1.1) Nm
MTorsion = "ausgefallen"
Maximale Spannweite:
Mmax,Anterior = (47 ± 3) Nm
Mmax,ML = (9.6-(-4.2)) Nm >= (13 ± 2) Nm
Mmax,Torsion = "ausgefallen"
mittlerer Unterschenkelwinkel (Rechts)
US = (-2.9-(-68.7)) Nm = (66 ± 3)°
Raum-Zeit-Paramter:
Wegstrecke ca. 6 m
MW Gang-Geschwindikeit:
0.89 ± 0.03 m/s
MW Doppelschrittfrequenz:
0.72 ± 0.05 Hz
43.5 ± 2.9 min-1
MW Doppelschrittlänge:
1.23 ± 0.09 m
Stand-/Schwungphase ± 1 : (64 / 36 ± 4) %
Abb. 4.15: Ebenes Gehen (5 Trials/ 25 GZ) - Rechtes iOG auf GZ normiert und RZP
Die Abbildungen 4.15 und 4.16 zeigen von insgesamt fünf Versuchswiederholungen 25 erfasste GZ
mit den unilateral verbauten iOGs der linken und rechten Seite.
Abb.4.15/4.16: Das rechtsseitige maximale Anteriormoment beträgt 47 ±3 Nm und das durch-
schnittliche Spitzenmoment 42,3±2,4 Nm, während die Momente für die linke Seite mit maximal
23 ±3 Nm und durchschnittlich 20,5±1,6 Nm jeweils über 50 % geringer sind.
Das Frontalmoment ist links- und rechtsseitig in der Standphase nach medial und in der Schwung-
phase geringfügig nach lateral gerichtet. Das nach medial gerichtete Moment ist stets geringer als
10 Nm, der Wechselbiegemomenthub beträgt inklusive der Messunsicherheit maximal 15 Nm.
Die Torsionsmessbrücke ist am rechten Gelenk ausgefallen. Das linke Gelenk erfasste die Torsions-
belastung, diese ist mit einem Hub von maximal 6Nm inklusive der Messunsicherheit trotz der
unilateralen Bauweise der AFO verhältnismäßig gering.
Der USW zur vertikalen Achse im Raum erstreckt sich links- wie rechtsseitig im Bereich von
64 bis 66 ±3◦. Tendenziell ist der Bewegungsumfang rechtsseitig etwas stärker ausgeprägt.
Der Vergleich der vom Ganglabor und iOG-Messsystem ermittelten RZP zeigt:
• Die Abweichungen der mittleren Ganggeschwindigkeit, der mittleren Doppelschrittfrequenz
und der mittleren Doppelschrittlänge liegen im Bereich der einfachen Standardabweichungen.
• Die mittlere Ganggeschwindigkeit weicht weniger als 1% voneinander ab.
• Die mittlere Doppelschrittlänge und -frequenz weichen 3 % voneinander ab.
119
Exemplarische Anwendungen
Das SSV beträgt 64 zu 36 ±3%.
Gangzyklus normiert in %
0 102030405060708090100
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-10
0
10
20
30
40
50
60
~Standphase/ Dorsalanschlag 10° ~Schwungphase
Unterschenkelwinkel in °
-70
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment Torsionsmoment Unterschenkelwinkel
linke Variante - 17LA3=16(L)
Dorsalanschlag 10°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage: 25 GZ
(Wechsel-)Biegemomente (Peaks) -
(ohne Quersprech-Korrektur)
Mittlere Spannweite ± 1 :
MAnterior = (20.5 ± 1.6) Nm
MML = (4.4-(-1.7)) Nm = (6.1 ± 1.8) Nm
MTorsion = (1.1-(-2.3)) Nm = (3.4 ± 0.4) Nm
Maximale Spannweite:
Mmax,Anterior = (23 ± 3) Nm
Mmax,ML = (7.6-(-3.4)) Nm >= (11 ± 2) Nm
Mmax,Torsion = (1.5-(-3.2)) Nm >= (5 ± 1) Nm
mittlerer Unterschenkelwinkel (Links)
US = (2.4-(-61.2)) Nm = (64 ± 3)°
Raum-Zeit-Paramter:
Wegstrecke ca. 6 m
MW Gang-Geschwindikeit:
0.89 ± 0.03 m/s
MW Doppelschrittfrequenz:
0.72 ± 0.04 Hz
43.3 ± 2.6 min-1
MW Doppelschrittlänge:
1.24 ± 0.09 m
Stand-/Schwungphase ± 1 : (64 / 36 ± 3) %
Abb. 4.16: Ebenes Gehen (5 Trials/ 25 GZ) - Linkes iOG auf GZ normiert und RZP
Diskussion
Sowohl die externen Momente als auch die Orthesengelenkmomente sind in der Sagittal-, Frontal-
und Transversalebene linksseitig geringer als rechtsseitig. Dieses Verhalten ist auch für den zweiten
gültigen Trial vergleichbar. Ein möglicher Grund könnte in dem Kraftnebenschluss durch die Nut-
zung der Gehhilfen (Vierfußgehstützen) liegen. Die individuellen Patientendaten wie die Muskel-
funktion, das Bewegungsausmaß und Spastizität lassen nicht auf eine asymmetrische Fortbewegung
schließen. Der Patient weist jedoch rechtsseitig −26◦Tibial Torsion auf, während diese linksseitig
nur mit −16◦ausgeprägt ist. Linksseitig hat er einen Beckenhochstand und empfindet seine linke
Seite als die „bessere“ Seite (vgl. Anhang A.17). Dies spricht zwar nicht für die geringeren externen
Momente, könnte aber ein Grund für die deutlich geringeren Orthesengelenkmomente sein.
Die Erfassung des Anteriormoments beim wirkenden DA wird durch den DA-Sensor erfasst. Die
Sensoren können einen Nulllinienoffset aufweisen, hierfür sind insbesondere zwei Gründe maßgeb-
lich. Zum einen kann bereits ein geringes Dorsalanschlagsmoment im unbelasteten Zustand durch
die Federwirkung des Plantaranschlags des Double-Action Gelenks auftreten, zum anderen kann
ein permanenter Offset durch eine plastische Verformung der Sensorspitze auftreten. Beide Fälle
sind hier offensichtlich eingetreten.
Während der rechtsseitige Sensor ein minimales Offset-Moment von ca. 0,4 Nm aufweist, weist der
linksseitig verbaute Sensor ca. 3,8 Nm auf. Der Offset des rechtsseitigen Sensors ist nach dem Ausbau
des Messgelenks nicht mehr vorhanden und ist deshalb auf die Federwirkung des Plantaranschlags
zurückzuführen. Der linksseitig verbaute Sensor hat sich geringfügig als Folge der Hertzschen Pres-
sung (Kugel-Fläche-Kontakt) an der Sensorspitze plastisch verformt. Der Offset bleibt auch nach
dem Ausbau des Gelenks bestehen. Eine Validierungsuntersuchung belegt, dass sich die Kalibrier-
kennlinie lediglich um den konstanten Offset verschoben hat bei konstanter Kennliniensteigung.
Durch die Subtraktion des Offsets lassen sich die korrekten Momente berechnen. Ein verzögertes
Ansprechverhalten des Sensors ist nicht ausgeprägt.
In der Standphase wirken stets Medialmomente auf das Orthesengelenk, dies erscheint aufgrund
des Crouch-Gaits und der Hüft-Adduktion sowie Innenrotation als logische Konsequenz.
120
Exemplarische Anwendungen
Abb. 4.17: Krafteinlei-
tung - AFO unilateral
Aufgrund des vorgenannten Zusammenhangs ist die Torsionsbelastung
der unilateralen Orthesen verhältnismäßig gering, da der Patient bereits
innenrotiert auftritt. Tendenziell entstehen außenrotierende Momente,
welche aufgrund der unilateralen Bauweise auch zu erwarten sind. Die
Krafteinleitung (
FAP ) erfolgt bei entsprechend wirksamen DA über die
ventrale Orthesenschale, welche primär das Sagittalmoment (
MAP )er-
zeugt. Die außeraxiale Krafteinleitung führt, bedingt durch den „Hebel“
(a), an der vertikalen Orthesenschiene (l) zu einem Torsionsmoment18.
Über die Schiene wird das Drehmoment (
MT) in das laterale Orthesenge-
lenk eingeleitet (vgl. Abb.4.17). Am rechten Knöchelgelenk war die Tor-
sionsmessbrücke ausgefallen, deshalb war die Erfassung des Transversal-
moments nicht möglich. Der Ausfall der Messbrücke ist auf mangelhafte
Isolationswiderstände und eine Beschädigung der Lackdraht-Zuleitungen
auf dem metallischen Verformungskörper zurückzuführen.
Die Anwendung instrumentierter Orthesengelenke ermöglicht die kon-
tinuierliche Erfassung der Gelenkmomente. Dies ermöglicht im Gegen-
satz zur Ganganalyse bei gleicher Anzahl an Versuchsdurchführungen
die Erfassung und Auswertung von einer deutlich höheren Anzahl an
Wiederholungsschritten. Im konkreten Fall lassen sich 25 erfasste Gang-
zyklen je Seite auswerten im Vergleich zu zwei mittels der instrumentellen Ganganalyse auswert-
baren Schritten. Während die Ganganalyse nur für die erfassten gültigen19 Doppelschritte externe
Gelenkmomente bestimmen kann, kann das iOG-Messsystem kontinuierlich die realen Orthesenge-
lenkbelastungen20 auch außerhalb der Laborumgebung messen.
Im Gegensatz zur instrumentellen Ganganalyse entstehen keine ungültigen Datensätze aufgrund von
Kraftnebenschlüssen bei Messungen mit den iOGs, infolgedessen können die Versuchsdurchgänge
deutlich reduziert werden. Die reduzierten Versuchsumfänge sind für die Patienten von Vorteil und
es treten mögliche Ermüdungserscheinungen während der Versuchsdurchführungen erst gar nicht
auf.
Es stellt sich heraus, dass die über inverse Dynamik berechneten externen Gelenkmomente kei-
ne höhere Genauigkeit aufweisen, als die mittels iOG gemessenen Momente. Insbesondere in der
Transversalebene sind die Messgelenke für die Torsionsmessung besser geeignet, da sie nicht der
Problematik der Rotationsachsendefinition unterliegen und das Moment direkt messen.
Die ermittelten Orthesengelenksbelastungen gelten „lediglich“ für die Kondition ebenes Gehen mit
der weiteren Einschränkung durch die Nutzung der Gehstützen. Die Ergebnisse sind nicht auf andere
Konditionen wie Rampe, Treppe oder Außenbereichsnutzung mit verschiedenen Untergründen über-
tragbar. Hier werden aufgrund von Erkenntnissen aus der Literaturrecherche, der KAFO-Messungen
(Kap.4.4) und biomechanischer Zusammenhänge deutlich höhere Momente (mind. + 50 %) erwar-
tet. Dementsprechend werden die Belastungsindizes nicht berechnet, da Extrembelastungen bisher
nicht gemessen wurden.
Die Stand- und Schwungphasendetektion mittels der Vertikalbeschleunigung erwies sich als nicht
praktikabel, da kein eindeutiges Klassifizierungskriterium für diesen ICP-Patienten ableitbar war.
18Die mittleren Hebellängen sind ein Hinweis darauf, dass es sich um Krafteinleitungsbereiche handelt. Die Kraftein-
leitungspunkte lassen sich an Orthesen nicht genau definieren.
19Gültiger Trial: Die Kraftmessplatten müssen korrekt, ohne Kraftnebenschluss, belastet werden.
20Unter der Voraussetzung, dass die Kalibrierungen der Gelenke validiert sind.
121
Exemplarische Anwendungen
Haupterkenntnisse
• Der Vergleich von externen Gelenkmomenten und Orthesengelenkmomenten ist in allen drei
Ebenen möglich.
• Die Genauigkeit und Richtigkeit der mittels iOG gemessenen Gelenkmomente ist insbeson-
dere für die Frontal- und Transversalebene höher als die mittels instrumenteller Ganganalyse
bestimmten Momente.
• Kraftnebenschlüsse sind bei Messungen mit instrumentierten Orthesengelenken unproblema-
tisch.
–Die Nutzung von Gehhilfen stellt kein Ausschlusskriterium für die Messdatenerfassung
mit instrumentierten Orthesengelenken dar.
–Falls der Patient nicht vollständig auf die Kraftmessplatten aufsetzt, ist das für die
direkte Messung der Orthesengelenkmomente unproblematisch:
• Es besteht ein nachweisbarer Unterschied zwischen externen Gelenkmomenten und den auf
die Orthesengelenke wirkenden Momente. Ein funktioneller Zusammenhang von externen Ge-
lenkmomenten und iOG-Momenten ist bisher nicht bekannt.
• Die RZP und die USW-verläufe werden beidseitig zuverlässig erfasst und weisen im Vergleich
zur Ganganalyse nur Unterschiede im Bereich der Standardabweichung auf.
4.6 Zusammenfassung der Ergebnisse
Die Messung der Orthesengelenkbelastungen mit modularen instrumentierten Systemgelenken er-
weist sich als vorteilhaft.
• Versuchsdurchführung:
–Ein problemloser Umbau der Gelenke (Instrumentierung der Orthesen) ist möglich.
–Die Originalorthesenkonfiguration ist mit den Messgelenken einstellbar und bleibt somit
unverändert.
–Aufgrund der Instrumentierung der Originalorthese des Patienten mit gleichbleibender
Konfiguration ist eine Eingewöhnungszeit nicht erforderlich.
–Ein Messelektronikmodul weist ein Zusatzgewicht von weniger als 60g auf.
–Der Patient kann sich aufgrund der minimalen Verkabelung am Orthesengelenk und der
Funklösung ungehindert bewegen.
–Die Messungen sind sowohl in Kombination mit der instrumentellen Ganganalyse als
auch Stand-Alone im Innen- und im Außenbereich möglich.
–Das integrierte Messsystem erfasst die Momente ohne messbare Störeinflüsse (geringes
Signalrauschen, Drift,...).
–Da bei jedem Versuchsdurchgang für alle Schritte verwertbare Daten erfasst werden,
können die Messdaten zügig und ohne übermäßige Erschöpfung des Patienten erhoben
werden.
–Der hohe Automatisierungsgrad des Gesamtmesssystems (die Synchronisierung von Gang-
analyse mit den iOGs und die einheitliche Datenstruktur) standardisiert die Datenerhe-
bung, vermeidet Fehler und macht eine genaue Erfassung der Gelenkkinetik, Kinematik
sowie der RZP möglich.
122
Exemplarische Anwendungen
•Auswertung:
–Die einheitliche Datenstruktur ermöglicht eine (teil-)automatisierte Auswertung mit vor-
definierten Algorithmen.
–Die definierte Richtungskonvention der Messgelenke reduziert Fehler bei der Datenaus-
wertung und -interpretation.
• Ergebnisse und Diskussion:
–Es konnten keine Versuchseinflüsse durch die umgerüstete Orthese festgestellt werden.
–Die Genauigkeiten der iOGs bezüglich der Momentenmessung, der RZP und des Win-
kelverlaufs in der Sagittalebene im Raum, sind mit der Ganganalyse vergleichbar oder
höher. Die Evaluation der Messgelenkkalibrierung sowie der Vergleich der RZP und des
USW-verlaufs von IMU mit der Ganganalyse bestätigen die Validität der Ergebnisse.
–Die iOGs ermöglichen einen einfachen Vergleich von unterschiedlichen Konditionen, Pa-
tienten oder Orthesenkonfigurationen sowie das Aufspüren von Extrembelastungen (vgl.
exemplarisch KAFO bilateral gesperrt, Kondition Treppe). Die gleichzeitige Messung
aller Orthesengelenkbelastungen lässt eine vollständige Beschreibung der Lastverteilun-
gen in der Orthese zu. Ungleichmäßige Lastverteilungen können u. a. durch eine asym-
metrische Einstellung der DAs bei bilateraler Versorgung hervorgerufen werden. Die
Einstellung des DAs bestimmt die Wirkung der Orthese auf den Patienten und damit
das extendierende Sagittalmoment des Knöchel- und Kniegelenks.
–Der Fokus bei der Auswertung der auftretenden Momente in Orthesen liegt bis dato vor
allem auf den Spitzenbelastungen. Für Bauteil-Festigkeitsberechnungen werden stets die
mit einem Sicherheitsfaktor beaufschlagten Maximalmomente gewählt. Insbesondere der
Lastfall (schwellende oder wechselnde Belastung) und die Häufigkeit dieser auftretenden
Momente bleiben hierbei unberücksichtigt. Diesen Aspekten kann Rechnung getragen
werden, indem die Auswertungen stets lastrichtungsbezogen anhand der Minima und
Maxima erfolgen. Auch eine Histogrammdarstellung wäre denkbar. Es wird dementspre-
chend stets der negative und positive Maximalwert bei Wechselbiegebelastungen (die
Spannweite) angegeben. Die Angabe der mittleren Spitzenbelastungen und deren Stan-
dardabweichungen ermöglichen eine Differenzierung von kontinuierlichen und sporadisch
auftretenden Spitzenmomenten.
Da diese Aspekte bis dato unberücksichtigt blieben oder nicht quantifiziert wurden, ist
von einer Überdimensionierung von Orthesenkomponenten auszugehen, die auf Basis
von Momentenmessungen entwickelt wurden.
Ein weiterer nicht zu vernachlässigender Aspekt ist, dass Orthesen durch eine Fehlstel-
lungskorrekturwirkung (Redression) bereits im „unbelasteten“ Zustand Biege- und Tor-
sionsmomente aufnehmen und vorgespannt sind. Durch die Offset-Korrektur vor Messbe-
ginn werden diese Momente aber messtechnisch erfasst.
–Die Klassifizierung der Stand- und Schwungphase mit Hilfe von Beschleunigungsdaten ist
bei Patientenmessungen nicht problemlos möglich und funktioniert nur über Anpassun-
gen der Algorithmen durch Hinzuziehen von Kinetikdaten des iOGs. Zukünftig werden
die Gyroskopmesswerte für die Sagittalebene zusätzlich erfasst, um die Klassifizierung
zu optimieren.
–Die Benutzung von Gehhilfen oder Handläufen ist bei Messungen mit dem iOG-Mess-
system möglich, während die Benutzung dieser Hilfsmittel in der instrumentellen Gang-
123
Exemplarische Anwendungen
analyse aufgrund des nicht quantifizierbaren Kraftnebenschlusses zu ungültigen externen
Momenten führt. Die Ganganalyse kann nur über die Kraftmessplatten den Krafteinlei-
tungspunkt (CoP) messtechnisch erfassen. Bei der Benutzung von Gehstützen bildet sich
ein zweiter CoP aus, der nicht erfasst wird. Die Kraftnebenschlüsse können sowohl zu
einem reduzierten als auch zusätzlichen Momenten-Input (vgl. Abb.4.10) in das System
Mensch-Orthese führen.
Bestandteil zukünftiger Forschungsaktivitäten könnte die Erfassung des Kraftnebenflus-
ses über instrumentierte Gehhilfen sein, damit wäre es möglich diesen zu quantifizieren.
Dies ist eine weitere Möglichkeit der Patientencharakterisierung, denn die Gehhilfen wer-
den nach Krautwurst et al. und Fast et al. insbesondere zur Entlastung der Beine durch
den Kraftnebenfluss über die Arme oder zur Erhöhung der Standsicherheit (Stabilität
und Balance) eingesetzt ([57], [35]).
–Wie in der Studie von Andrysek et al. (2008; [5]) gezeigt, treten während der Standphase
auch Kompressionskräfte/ axiale Kräfte in der Orthese auf. Diese sind bei bilateraler
Anwendung erstmal wenig relevant, aber bei unilateraler Anwendung werden diese als
Biegemoment durch den Achsversatz als Frontalmoment wirksam.
–Unilaterale Orthesen stellen eine besondere Herausforderung dar. Die Momenteinleitung
in der Sagittalebene über einen unilateralen „Ausleger“ mit axialen Versatz führt zu einer
Torsionsbelastung im Knöchelgelenk. Diese Orthesenbelastung ist in der instrumentellen
Ganganalyse über die Kraftmessplatten i.d.R. nicht messbar, da das Fußteil der AFO als
Gegenlager auf dem Boden fixiert ist und die Orthese proximal um den Unterschenkel
tordiert.
–Ein Zusammenhang zwischen dem Körpergewicht der Patienten und der auftretenden
Momente kann nicht abgeleitet werden.
• Diskussion des Optimierungspotenzials der Technologie:
–Isolationswiderstände: Die Gelenke mit den ausgefallenen Messbrücken wurden über-
arbeitet. Es stellte sich heraus, dass der verwendete Lackdraht produktionsbedingte
Isolationsfehler aufweist und generell leicht beschädigt werden kann. Durch den Wi-
derstandsnebenschluss werden die Messbrücken verstimmt und die Verstärker geraten
in die Sättigung. Die Verwendung von Lackdrähten auf metallischen Grundkörpern ist
nicht optimal.
–Die Stand-/ Schwungphasenerkennung bedarf einem zu hohen Anpassungsaufwand der
Algorithmen. Die Klassifizierungskriterien sind weder eindeutig noch patientenübergrei-
fend anwendbar, dadurch ergeben sich zusätzliche Einflussfaktoren auf die Ergebnis-
se. Die zusätzlichen Gyroskopdaten sollen die Klassifizierung verbessern. Ein Folien-
Drucksensor könnte als Fersenkontaktschalter dienen, falls die Gangphasendetektion
über die Algorithmik nicht lösbar sein sollte.
–Die Abtastfrequenz von 100 Hz ist für die exemplarischen Anwendungsfälle ausreichend.
Bei dynamischeren Vorgängen, wie z. B. beim Stolpern, kann eine höhere Abtastfrequenz
erforderlich sein.
–Die Ausfallsicherheit muss erhöht und fehlerhafte Messdaten müssen bereits während der
Messungen erkannt werden. Es muss eine Möglichkeit geschaffen werden, die Messwerte
auf Plausibilität überprüfen zu können, um ggf. systematische Fehler durch einen Offset
oder gar den Ausfall von Messbrücken oder des gesamten iOGs schnellstmöglich zu
124
Exemplarische Anwendungen
erkennen.
–Die Erfassung von Wechsel(-biege)momenten an Orthesengelenken mit Lager und form-
und kraftschlüssigen Krafteinleitungsbereichen ist ohne die Messunsicherheit von Hy-
stereseeffekten schlichtweg nicht möglich. Bei Messungen (vgl. Kap.4.3, 4.4) fällt dieser
Effekt nicht auf, da die Referenz zu einen Bezugsnormal fehlt.
Abschließende Bemerkungen:
• Der Zweck der Messungen ist die möglichst realitätsnahe Erfassung von Orthesengelenkmo-
menten unter Alltagsbedingungen. Die sog. Activities of Daily Living entsprechen jedoch
eher der Fortbewegung im Außenbereich oder diversen Bewegungsausführungen im Innenbe-
reich als fest vorgegebenen Bewegungsausführungen in der Laborumgebung. Da Orthesen in
der Frontal- und Transversalebene keine Freiheitsgrade besitzen, können Ausgleichsbewegun-
gen Pronation/ Supination und Innen-/ Außenrotation des Orthesenknöchelgelenks nur sehr
beschränkt stattfinden. Bewegungen sind hier nur über Materialverformungen an Schienen,
Gelenken und Verschalungen möglich. Andrysek et al. fanden bereits heraus, dass unebene
Untergründe zu signifikant höheren Orthesenbelastungen führen ([4]).
• Die Versuchsabläufe sollten aufgrund von möglichen Ermüdungseffekten des Patienten anhand
einer zufälligen Reihenfolge erfolgen.
• Aus den exemplarischen Anwendungsbeobachtung lassen sich keine allgemeingültigen Aussa-
gen bezüglich der Orthesengelenkbelastungen treffen, da die quantitativen Messdaten nur für
die untersuchten Einzelfälle gültig sind.
• Grundsätzlich gilt bei Belastungsanalysen an Orthesen die Fragestellung zu klären, ob die
schädliche Bewegung oder Extrembelastung ermittelt wurde.
• Die iOGs lassen eine objektive Beurteilung der Gelenkmomente zu:
–Sie können die Grundlage für die Wahl geeigneter Orthesenkomponenten bilden.
–Die Orthesen lassen sich mit Hilfe der Messungen in ihrem Aufbau (Position und Größe
der Anlagepunkte, Orthesenform, Lage der Achsen,...) optimieren.
–Die Daten können als natürliche Randbedingungen bei Neuentwicklungen und für Prüf-
parameterfestlegungen im Rahmen von Konformitätsbewertungsverfahren genutzt wer-
den.
–Erst die Erfassung von vielen Patienten mit unterschiedlichen Merkmalen wird Kor-
relationsanalysen von möglichen Einflussparametern und deren Auswirkungen auf die
Orthesenbelastungen zulassen.
125
Zusammenfassung und Ausblick
5 Zusammenfassung und Ausblick
Die vorliegende Arbeit beschreibt die methodische Entwicklung und exemplarische Anwendung ei-
nes modularen Messsystems zur Erfassung der Orthesengelenkbelastungen von Unterschenkel- und
Ganzbeinorthesen mit Systemgelenken.
Eingangs wurden der Stand der Wissenschaft und Technik umfangreich analysiert, die technologi-
schen Probleme herausgearbeitet und weiterer Forschungsbedarf identifiziert. Anschließend wurde
die methodische Sensordimensionierung mit dem zentralen simulationsbasierten iterativen Prozess
vorgestellt. Dieser Prozess schafft die Voraussetzung für eine anforderungsgerechte Bauteilmodifi-
kation oder Neukonstruktion von Verformungskörpern für messtechnische Anwendungen mit Deh-
nungsmessstreifen.
Die Gelenkinstrumentierung und Kalibrierung ermöglicht die Validierung der simulierten Bauteil-
festigkeitsanalysen. Die validierten Simulationen lassen eine Ergänzung der Risikoanalyse im Rah-
men des Konformitätsbewertungsverfahrens zu. Der Hersteller hat damit die Möglichkeit, die Ein-
haltung der europäischen Vorschriften für das Klasse I Medizinprodukt durch Ausstellung der EU-
Konformitätserklärung zu bestätigen und die CE-Kennzeichnung vorzunehmen.
Die auf Grundlage der vorgestellten Methodik entwickelten Messgelenke erschließen erstmalig den
Zugang zu einem größeren potenziellen Patientenkollektiv mit Orthesen eines kompatiblen Gelenk-
typs und ermöglichen Messungen an den Individualorthesen der Patienten. Der bisher erforderliche
Aufbau von Messorthesen erübrigt sich ebenso, wie die damit verbunden Einschränkungen. Die
kompakte Bauweise der neu entwickelten Messgelenke ermöglicht zudem zu Messzwecken den Aus-
tausch aller Original-Systemgelenke der Orthese mit gleichbleibender Orthesenkonfiguration. Die
Messmethodik zeichnet sich durch den unkomplizierten Einbau der Messgelenke sowie nur eine
minimale, für den Patienten nicht störende, Volumen- und Gewichtserhöhung aus. Der durch den
Gelenktausch bedingte geringe Messaufwand, die folglich geringen Kosten und die Tatsache, dass
die Messungen nicht ortsgebunden sind, eröffnen ein breites Anwendungsspektrum für die For-
schung und die Industrie. Erstmalig werden somit Messungen am Patienten mit verhältnismäßig
geringem Aufwand, reduzierten Einflussparametern und ohne Ganglabor möglich.
Im Rahmen dieser Dissertation wurden exemplarisch drei Anwendungsbeobachtungen durchgeführt,
die den Funktionsnachweis der Messtechnik in Kombination mit der instrumentellen Ganganaly-
se sowie im „Stand-Alone“-Betrieb erbrachten. Es stellte sich heraus, dass die Genauigkeiten des
Messsystems hinsichtlich der Gelenkmomente und Raum-Zeit-Parameter mit der instrumentellen
Ganganalyse vergleichbar sind.
Das Messsystem ermöglicht eine präzise Quantifizierung der auf die Orthesengelenke wirkenden
Momente. Es konnte nachgewiesen werden, dass die über inverse Dynamik bestimmten externen
Gelenkmomente nicht zwangsläufig den auf die Orthesen wirkenden Momente entsprechen. Dieses
Ergebnis gilt für alle Belastungsebenen (3D).
Aufgrund der individuellen Patientencharakteristik, vor allem dem muskulären Status, Deformi-
täten, Beinlängen oder einer möglichen Spastik, sind diese Momente nicht vorhersagbar. Bisher
konnten keine funktionellen Abhängigkeiten von Orthesenbelastungen und Patienteneigenschaften
127
Zusammenfassung und Ausblick
oder eine Gewichtung dieser möglichen Zusammenhänge hergestellt werden. Die in dieser Arbeit
vorgestellten exemplarischen Anwendungsbeobachtungen lassen aufgrund des geringen Stichprobe-
numfangs keine Verallgemeinerungen oder systematische Untersuchungen der Ergebnisse zu.
Der zuvor durchgeführten Literaturexploration war u. a. zu entnehmen, dass realitätsnahe Orthe-
senbelastungen vor allem „im Feld“, unter Alltagsbedingungen im Außenbereich, auftreten. Das
Messsystem ist ebenfalls für diese Messungen unter Alltagsbedingungen ausgelegt. Der „Stand-
Alone“-Betrieb ohne instrumentelle Ganganalyse wurde an einem Probanden erbracht und die Or-
thesenbelastungen sowie die Raum-Zeit-Parameter aufgezeichnet und analysiert. Dies macht u. a.
den zukünftigen Einsatz bei Testversorgungen direkt beim Kunden im Sanitätshaus vor Ort mög-
lich. Die Orthesen lassen sich basierend auf den Belastungsanalysen im Aufbau optimieren und
geeignete Orthesenkomponenten auf Basis der individuellen Unterstützungsbedarfe der Patienten
auswählen. Zu diesem Zweck wurden drei Belastungsindizes eingeführt, die die Belastungsdauer
quantifizieren und die Belastungsspitzen in Relation zu den gelenkspezifischen Freigabemomenten
des Herstellers setzen. Anhand dieser Kennwerte soll eine optimale Wahl der Orthesenkomponenten
und deren Konfigurierung möglich sein.
Die Momente lassen ebenso Rückschlüsse auf die individuellen Patienteneigenschaften wie beispiels-
weise den muskulären Status, Deformitäten, das neurologische Krankheitsbild, Spastik o. ä. zu. Der
Patient lässt sich anhand der Gelenkbelastungen charakterisieren und auch der zeitliche Verlauf
seiner Erkrankung dokumentieren. Diese Daten können für Ärzte und Therapeuten hilfreich sein,
aber auch zu Forschungszwecken in klinischen Studien zum Nachweis der Wirksamkeit von Orthe-
sen (biomechanisch, therapeutisch) verwendet werden.
Eine vereinheitlichte Datenerhebung sollte zukünftig angestrebt werden, um die Vergleichbarkeit
der Messergebnisse sicherzustellen. Dies betrifft insbesondere die Erhebung der Patientendaten,
den Versuchsablauf, die Definition von Konditionen und Untergründen sowie die einheitliche Da-
tenanalyse. Hierzu liefern die durchgeführten exemplarischen Anwendungen Vorlagen und dienen
als Basis für die wissenschaftliche Diskussion. Langfristig lässt sich eine fundierte und valide Da-
tenbasis generieren, die für mögliche Modellierungen, der Konfiguration, Neuentwicklungen oder
Prüfparameterfestlegungen von Orthesen und deren Komponenten dienen kann.
Die vorgenannten möglichen Einsatzbereiche setzen die Vereinbarkeit mit dem Medizinprodukte-
gesetz (MPG), insbesondere der Genehmigung nach §22 - Verfahren bei der Ethik-Kommission,
voraus.
Ausblick
Ein mögliches Szenario wäre die zukünftige Versorgung von Patienten anhand eines standardi-
sierten Erhebungsbogens und einer anschließenden simulationsgestützten Orthesenkomponenten-
wahl durch den Orthopädietechniker-Meister. Die Datenbasis bilden eine Vielzahl individueller
Belastungsmessungen und die vom Hersteller ausgewiesenen Freigabemomente, mit denen die Si-
mulationen für den individuellen Patienten abgeglichen werden können. Der Abgleich mit der Da-
tenbank zeigt geeignete Komponenten für die zu erwartenden Orthesenbelastungen an.
Langfristig können Belastungsanalysen an Orthesengelenken zu einer anforderungsgerechten und
objektiven Orthesenkomponentenbestimmung führen. Auf dieser Basis lassen sich neue Orthesen-
gelenke und -komponenten lastgerecht konstruieren. Denkbar wären auch zukünftig individuelle
3D-Druck Komponenten mit unterschiedlichen Materialien (Polymer, Metall, Hybrid), die auf die-
sen Erkenntnissen anforderungsgerecht gefertigt werden können.
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135
Anhang
A Anhang
A.1 Vorhandene Literatur - Recherchestrategie
Methodik der Literaturrecherche
Um den Kenntnisstand zur Thematik zu ermitteln, wurden folgende Methoden der Literaturrecher-
che angewendet ([55, S.82ff.]):
• Die Methode der konzentrischen Kreise: Diese Methode wird auch als rückwärts gerichtete
Suche bezeichnet und ist u.a. als Schneeball- oder Lawinensystem bekannt. Ausgangspunkt
sind die Literaturverzeichnisse bereits explorierter relevanter Literatur (zentrale Literatur).
Es lässt sich innerhalb kürzester Zeit weitere Literatur erschließen und die Häufigkeit der
Zitation der Quellen lässt Rückschlüsse auf deren Relevanz zu. Jedoch wird nicht zitierte
Literatur entsprechend nicht gefunden. Darüber hinaus besteht die Gefahr durch Zitierkartelle
beeinflusst zu werden. Diese Art der Beeinflussung entsteht durch die ausschließliche Zitation
der Arbeiten von Gleichgesinnten. Darüber hinaus kann je nach Dynamik des Themengebiets
die mangelnde Aktualität der so gefundenen Literatur nachteilig sein, denn bereits zitierte
Literatur ist zwangsläufig älter.
• Systematische Suche: Recherche in relevanten Fachzeitschriften der letzten Dekade, Mono-
grafien, Sammelwerke unter Nutzung von gedruckten Versionen und insbesondere der Suche
in Literaturdatenbanken. Die Extrahierung zentraler Literaturquellen erfolgt häufig durch
Exzerpieren der Texte.
• Vorwärts gerichtete Suche: Diese Methodik ist ähnlich der der konzentrischen Kreise, jedoch
mit dem Unterschied, dass nach Autoren und Veröffentlichungen gesucht wird, die die zen-
tralen Quellen zitieren.
137
Anhang
Die Literaturbeschaffung erfolgt anhand der zuvor genannten Recherchestrategien mit folgender
Wortliste (vgl. Tab.A.1), Suchoptionen und Mediennutzung in deutscher und englischer Sprache.
Suchfunktionen und -optionen:
• Muss Groß- und Kleinschreibung beachtet werden?
• Wie können Begriffe kombiniert werden (Boolsche Operatoren: „AND“, „OR“,...)?
• Wird eine Index-, Thesaurus- oder MeSH (Medical Subject Headings)-Suchfunktion angebo-
ten?
• Ist eine Trunkierung (Bsp. „*“) möglich?
• Welche Filtermöglichkeiten gibt es?
• Welche erweiterten Suchfunktionen gibt es?
Wortliste1:
Tab. A.1: Wortliste zur thematischen Literatursuche
Deutsch Englisch
Thema Belastungsanalyse an Orthesengelenken stress/ strain analysis in orthotic joints
Kernbegriffe Orthese* Gelenkmoment* Ganganalyse orthos*(is/es) joint gait
des Themas moment analysis
Synonym 1 Orthesen- biomechanisches Biomechanik orthotic biomechanical biomech-
gelenk Moment joint moment anics
Synonym 2 Unterschenkel- Biege- Kinetik ankle foot bending kinetic*
orthese moment orthos*(is/es) (AFO) moment
Synonym 3 Ganzbein- Material- untere knee ankle foot material lower
orthese spannung Extremität orthos*(is/es) (KAFO) stress extremity
Mediennutzung zur Literaturbeschaffung:
Die Recherche stützt sich auf den Medienbestand (gedruckte und elektronische Medien) der Bi-
bliothek der Fachhochschule Münster und die digitale Bibliothek mit den enthaltenen lizenzierten
Fachdatenbanken (u. a. PuBMed/MEDLINE, TEMA, (Statista), (Perinorm)) und Journals wie
ScienceDirect ([34]). Die Recherche im Internet stützt sich auf SAGE Journals, IEEE Xplore und
klassische Suchmaschinen (DuckDuckGo, Google, Google Scholar, MetaGer). Als gedruckte Version
diente die Zeitschrift Orthopädie Technik des Verlags OT. Die Recherche bezüglich der Inhalte der
gedruckten Versionen erfolgte mittels der Suchfunktion der Internetseite des Verlags ([96]).
Ergebnis2:
Es gibt nur wenig Literatur (Fachartikel, Tagungsbeiträge, Monographien,...), die sich mit den
mechanischen Orthesen- und Gelenkbelastungen von Unterschenkel- oder Ganzbeinorthesen befas-
sen. Zur Thematik dieser Arbeit passende Publikationen, die sich mit der Messung der direkten
Gelenkbelastung befassen beschränken sich stets auf exemplarische Anwendungen mit geringen
Probandenkollektiven.
1Als Trunkierungszeichen wird hier exemplarisch „*“ verwendet.
2Die letzte Recherche anhand der Wortliste (vgl. Tab.A.1) wurde am 17.08.2017 durchgeführt.
138
Anhang
A.2 Aktuelle Studienergebnisse - Ergänzende Darstellungen
Tab. A.2: Polio- und Postpoliomyelitis Probanden - KAFO Belastungsmessung aus [5, S.1374]
Abb. A.1: Messdatendarstellung - ebenes Gehen Kniegelenk medial gesperrt aus [5, S.1375]
139
Anhang
Abb. A.2: Messdatendarstellung - ebenes Gehen Kniegelenk medial ungesperrt aus [5, S.1376]
Abb. A.3: Sagittalmomente - ebenes Gehen Kniegelenk medial ungesperrt aus [5, S.1376]
140
Anhang
Tab. A.3: Patientenbezogene Daten - KAFO Belastungsmessung aus [10, S.107]
Abb. A.4: 3D-Kräfte und Momente KAFO 0° gesperrt aus [10, S.109]
Tab. A.4: Maximale Drehmomente beim Gehen aus [77] (zitiert aus [60])
141
Anhang
A.3 Art der Beanspruchung - Statische Werkstoffkennwerte
Abb. A.5: Berechnung der Werkstoff-Festigkeitskennwerte aus [67, S.45]
Abb. A.6: Faktoren zur Berechnung der Werkstoff-Festigkeitskennwerte aus [67, Tabellen S.47]
142
Anhang
A.4 FEM - Simulationsparameter
A.4.1 „Übersichts-FEM“ des Knöchelgelenks
Verformungskörper
Abb. A.7: 17LA3=* - FE-Modell Lastfall ML/ Torsion
Tab. A.5: (Wichtigste) Physikali-
sche Eigenschaften X14CrMoS17
Eigenschaft Wert
Dichte 7.7 (kg/dm3)
E-Modul 215 000 N/mm2
Querkontraktion 0.3 (0.285) [76]
Rp0,2≥500 MPa
Tab. A.6: Simulationsparameter - „Übersichts-FEM“ Knöchelgelenk
Wesentliche
Randbedingungen
Natürliche
Randbedingungen
Volumenkörper
Lastfall Elementgröße Elementtyp
ML verstiftete
Zwangsbedingung;
R=Z=0; Theta frei
25 Nm
medial-Biegemoment 1,5 mm CTETRA10
Torsion 15 Nm Torsion
143
Anhang
A.4.2 „Übersichts-FEM“ des Kniegelenks
Abb. A.8: Vereinfachtes FE-Modell - Lastfälle
AP, ML, Torsion - 17LK3=L16
Modellvorbereitung
• Auswahl notwendiger Komponenten für
die FEA, nicht relevante Komponenten
(z. B. Fallschlossbügel) werden nicht si-
muliert.
• Idealisierung: Entfernung von nicht rele-
vanten Bohrungen und Verrundungen.
• Materialeinstellung (vgl. Tab.A.5)
• Baugruppe erfordert Kontaktbedingun-
gen/ -festlegungen
Solver: Sol 106 nichtlineare Analyse
• AUTOSPC - Yes
• ELITASPC - Yes
Tab. A.7: Simulationsparameter - „Übersichts-FEM“ Kniegelenk
Wesentliche
Randbedingungen
Natürliche
Randbedingungen
Volumenkörper
Lastfall Bauteil Elementgröße Elementtyp
AP
fest u=v=w=0;
95 Nm (1048,6 N)
anterior-
Biegemoment
proximale Lanzette 2 mm
CTETRA10
distale Lanzette 2 mm
proximaler Gelenkkörper 2 mm
ML 20 Nm (220,8 N)
lateral-
Biegemoment
distaler Gelenkkörper 2 mm
Fläche-Fläche
Kontakt (Kleben)
Fallschlosssperre 1 mm
AP-Anschlag-Bolzen 1 mm
Torsion 15 Nm Torsion
(RBE3) Achsschraube 1 mm
Achsmutter 1 mm
Gelenklager 1 mm CTRIA6
Anmerkung
Das FE-Modell ist deutlich komplexer als das
vereinfachte des Knöchels (vgl. Abb.A.7) auf-
grund der Simulation einer Baugruppe mit
Kontakt- und Lagerungsbedingungen.
144
Anhang
A.5 Gelenkmodifikationen - ergänzende Informationen
A.5.1 Kniegelenkmodifikationen
Tab. A.8: Gelenkmodifikationen - Frontalmomenterfassung 17LK3=* distal (Schnitt B)
Größe
Flächenträgheitsmoment IML
(Biegung in Frontalebene) Änderung
IML
original modifiziert
in mm4in mm4IMod
IOrig
12 860 501 + 58 %
16 2106 934 + 44 %
20 2397 1220 + 51 %
Bestimmung der Kerbspannung/ Kerbformzahl
Tab. A.9: Simulationsparameter und -ergebnisse - Kerbspannungsanalyse FEM Knie AP-distal
Wesentliche
Randbe-
dingungen
Natürliche
Randbe-
dingungen
Netzsteuerung (Radius) Volumenkörper von-Mises-Spannung
Größe Element- Elementtyp Element- Elementtyp ungemittelte gemittelte
größe größe Element Element-Knoten
in MPa in MPa Δ
12 alle FG
(3) fest;
u=v=w=0
725,9 N
1mm
CTRIA6
1mm
CTETRA10
273 308
0,75 mm 0,75 mm 283 319
(51,9 Nm) 0,5 mm 0,5 mm 297 344
0,2 mm 0,5 mm 340 374 < 10 %
16 1324,5 N
1mm 1mm 306 386
0,75 mm 0,75 mm 338 395
(94,7 Nm) 0,5 mm 0,5 mm 387 448
0,2 mm 0,5 mm 421 465 < 10 %
20 1711,9 N
1mm 1mm 235 277
0,75 mm 0,75 mm 244 284
(122,4 Nm) 0,5 mm 0,5 mm 265 304
0,2 mm 0,5 mm 294 319 < 10 %
145
Anhang
A.5.2 Härtung der Knöchelsensoren
Prozessparameter - Härtung
• Härten: Ofen 850◦C; 20 min
• Abkühlen in Öl
(„dick nach dünn eintauchen“)
• Anlassen: Ofen 250◦C; 30 min
Mittlere Härte (3 Prüflinge, je 3 Messpunkte,
Angabe der Mittelwerte und Standardabwei-
chung (Tab.A.10)) gemessen mit Zwick Roell
ZHU250top nach DIN EN ISO 6507-1:2005).
Abb. A.9: Exemplarisch Härtemessung -
Messpunkte
Tab. A.10: Mittlere Härte nach Vickers
Prüfling Mittlere Härte HV10
1 562 ±22
2 554 ±25
3 543 ±10
Knöchelsensorbelastung (16er Variante) mit
AP-FGM von ergibt einen Eindruck von
2,4 mm (Abb. A.10) im Vergleich zur
gehärteten Variante 1,6 mm (Abb. A.11).
Abb. A.10:
Kugeleindruck - Sen-
sorspitze nicht-gehärtet
Abb. A.11:
Kugeleindruck - Sen-
sorspitze gehärtet
Abb. A.12: 12er, 16er,
20er Knöchelsensoren
Abb. A.13:
Industrieofen
146
Anhang
A.6 Kalibrierstände - Teillösungen
Tab. A.11: Teillösungen rKS/ tKS - Erfüllung von Teilfunktionen
Teilfunktionen Physikalische Effekte Teillösungen
Kraft erzeugen/
Hub erzeugen
Kraft
F
Weg s
Kraft
F
Weg s
Getriebe
(translatorisch),
kraftübertragung
&
Wegübersetzung
Trapezgewindespindel
(selbsthemmend)
Biegemoment
erzeugen
Kraft
F
Biege-
moment
M
Hebel; einseitig
eingespannter
Biegebalken
Modulare
Einspannadapter
(kraftschlüssig)
Drehmoment/
Rotation
erzeugen
Dreh-
moment
M
Weg s
Dreh-
moment
M
Weg s
Getriebe
(rotatorisch),
kraftübertragung
&
Wegübersetzung
Schneckengetriebe
(selbsthemmend)
Kraft messen
Kraft
F
ΔR/R
(mV/V) Verformung resistiv
messen, Hookesches
Gesetz
S-Kraftsensor
lateralen Versatz
ausgleichen
Dreh-
moment
M
Dreh-
moment
M
Reibung, Verformung
(Drehmoment übertragen
und lateralen Versatz
ausgleichen)
Wellenkupplung
Drehmoment
messen
Dreh-
moment
M
ΔR/R
(mV/V) Verformung resistiv
messen, Hookesches
Gesetz
Drehmomentaufnehmer/
Speichenradsensor
Drehmoment/
Kraft auf Gelenk
übertragen
Dreh-
moment
Kraft
Dreh-
moment
Kraft Reibung, Passung
(Kraftschluss,
Formschluss)
Lanzettenadapter
Gelenk über
Einspannadapter
fixieren
Kraft
F
Reib
-kraft
FR
Coulomb’sche
Reibung
FR=μ∗
FN
Kraftschluss über
Bolzen
147
Anhang
A.7 ZMDI Mixed-Signal-IC ZSC31050
Abb. A.14: Blockdiagramm Mixed-Signal-IC ZSC31050 aus [102, S.13]
Hinweise zur Programmierung - Konfiguration und Kalibration des ZSC31050:
• Konfiguration:
–Einstellen des programmable gain amplifiers (Verstärkungsfaktor/ Messbereich - Ein-
gangssignalspanne)
–Einstellen des Offsets (digital und analog Offset Korrektur)
–Einstellung der AD-Wandlung (Ladungsbilanzverfahren): langsamer/ schneller Modus
–Einstellung der I2C-Adresse
–Einstellung der Temperaturkompensation auf interne Diode (GT1 und ZCT7)
• Senor-Kalibrierung
–Wahl des Kalibriermodells - „best-fit“ (linear - 2 Stützstellen, Polynom zweiten Grades
- 3 Stützstellen, Polynom dritten grades - 4 Stützstellen). Die Näherungslösung für die
Verformungscharakteristik der jeweiligen Gelenkvariante für die entsprechende Kalibrie-
rungsrichtung erfolgt auf Basis der Kennlinien.
–Jeweilige Stützstelle als Vorgabemoment im Kalibrierstand anfahren, den prozentualen
Messbereich (0 - 100)% in der Programmmaske festlegen und ADU-Wert zuordnen.
–Koeffizienten berechnen und in den EEPROM schreiben.
148
Anhang
A.8 Grundbeanspruchungsarten und Berechnungsgleichungen
Tab. A.12: Grundbeanspruchungsarten und Berechnungsgleichungen aus [56, S.75]
A.9 Hertzsche Pressung
Tab. A.13: Hertzsche Pressung aus [56, S.77]
149
Anhang
A.10 DMS-Typen und Applikationsorte
A.10.1 Liste verwendeter DMS-Typen
Tab. A.14: Applizierte DMS-Typen auf Messgelenken
HBM - DMS Knöchel Knie
AP ML Torsion APdistal MLdistal Torsiondistal APproximal MLproximal
Schaltung Vollbrücke Vollbrücke Vollbrücke Vollbrücke Vollbrücke Vollbrücke Diagonalbrücke Vollbrücke
Bezeichnung 1-XY71-1.5/350 1-DY41-1.5/350 1-XY41-1.5/350 1-DY41-3/350 1-DY41-1.5/350 1-XY41-1.5/350 1-DY41-6/350 1-DY41-3/350
Typ T-Rosette;
90◦Rosette
Doppel-DMS
(vereinzelt)
V-DMS; 45◦
Rosette Doppel-DMS Doppel-DMS V-DMS; 45◦
Rosette Doppel-DMS Doppel-DMS
Messgitter
Länge/ Breite (1.5/ 1.5) mm (1.5/ 1.8) mm (1.5/ 2.1) mm (3/ 2.7) mm (1.5/ 1.8) mm (1.5/ 2.1) mm (6/ 3.2) mm (3/ 2.7) mm
Material Konstantan
Träger Polyimid
k-Faktor a: 1.92 ±1.5% 2.02 ±1.5% 1.95 ±1.5% 2.06 ±1.0% 2.02 ±1.5% 1.95 ±1.5% 2.05 ±1.0% 2.06 ±1.0%
b: 1.92 ±1.5%
Querempfindlichkeit a: 0.4% 0.2% 0.6% 0.2% 0.2% 0.6% 0.1% 0.2%
b: 0.9%
Widerstand 350 Ω
A.10.2 Hebellängen: Krafteinleitung zu DMS-Applikationsort
Die Hebellänge beschreibt den Abstand von Krafteinleitungspunkt bis zur Mitte des jeweiligen
DMS-Applikationsortes.
Tab. A.15: Hebellängen - Kniegelenk 17LK3=*
Gelenk 12 16 20
APdistal 61 mm 63 mm 63 mm
MLdistal 74 mm 75 mm 75 mm
MLproximal 88 mm 92 mm 94 mm
APproximal 119 mm 130 mm 131 mm
Tab. A.16: Hebellängen - Knöchelgelenk
17LA3=* (vgl. Abb.3.34)
Gelenk 12 16 20
AP (li) 78mm 81mm 85mm
ML (lDMS) 73mm 74mm 76mm
lh11,0 mm 14,0 mm 14,5 mm
α5◦
150
Anhang
A.11 Messtechnik der Kalibrierstände
A.11.1 Signalrauschen Kraftsensor KD24s-1kN
Die Bestimmung des Signalrauschens erfolgt anhand von drei Stichproben über je 1000 Abtast-
punkte.
Sample-point
0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000
Kraft-Signalrauschen FSN in N
-0,15
-0,10
-0,05
0
0,05
0,10
0,15 Signal-Noise
FSN Fmax,SN Fmin,SN
Bestimmung der Rauschamplitude
FSN - Kraft-Signalrauschen
Nullpunkt -> Median(FSN)
Rauschamplitude
------------------------
max. Rauschamplitude: 0.11 N
min. Rauschamplitude: -0.11 N
Spannweite Signalrauschen: 0.22 N
Abb. A.15: Signalrauschen - Kraftsensor des translatorischen Prüfstands (exemplarisch)
Tab. A.17: Signalrauschen Kraftsensor KD24s - translatorischer Kalibrierstand
Messung Spannweite
Signalrauschen
10,21N
20,22N
30,20N
151
Anhang
A.11.2 Signalrauschen Drehmomentsensor TS110a-100Nm
Die Bestimmung des Signalrauschens erfolgt anhand von drei Stichproben über je 1000 Abtast-
punkte.
Sample-point
0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000
Drehmoment-Signalrauschen MSN in Nm
-0,0075
-0,0050
-0,0025
0
0,0025
0,0050
0,0075 Signal-Noise
MSN Mmax,SN Mmin,SN
Bestimmung der Rauschamplitude
MSN - Drehmoment-Signalrauschen
Nullpunkt -> Median(MSN)
Rauschamplitude
------------------------
max. Rauschamplitude: 0.005 Nm
min. Rauschamplitude: -0.005 Nm
Spannweite Signalrauschen: 0.01 Nm
Abb. A.16: Signalrauschen - Drehmomentsensor des rotatorischen Prüfstands (exemplarisch)
Tab. A.18: Signalrauschen Drehmomentsensor TS110a - rotatorischer Kalibrierstand
Messung Spannweite
Signalrauschen
10,01Nm
20,01Nm
30,01Nm
A.11.3 Quantisierungsstufen des 24-Bit Messverstärkers
Die Auflösung der Verstärkerelektronik Quantum X MX840B beträgt 24-Bit (vgl. Tab.3.14). Die
Sensoren der Prüfstände werden mit 2,5 V betrieben. Bei DMS-Vollbrückenschaltungen beträgt der
Messbereich ±5 mV/V.
Quantisierungsstufen (Signaldiskretisierung):
eq=+5mV/V −(−5mV/V )
224 −1≈0,6nV
V(A.1)
Bezogen auf die Sensorkennwerte (Werkskalibrierschein) ergibt sich mit u(eq)=±1
2·eq:
•u(Feq)=±1
2·2000 N
0,9989 mV/V ·0,596 nV/V ≈±0,6mN
•u(Meq)=±1
2·200 Nm
2,5523 mV/V ·0,596 nV/V ≈±0,05 mNm
Die Messunsicherheiten aufgrund der Signaldigitalisierung sind für die Kalibrierung nicht relevant.
152
Anhang
A.12 Messunsicherheit - Verformungsabhängige Winkel
Da Verformungen am Knie- und Knöchelgelenk insbesondere bei Frontalmomenten auftreten, kann
eine Korrektur des Moments erforderlich werden. Der translatorsiche Prüfstand verfügt über keine
Wegerfassung und die Berechnung des Moments erfolgt vereinfacht nach (M=F·r) und gilt nur
für
F⊥r (α=90
◦, vgl. Abb.A.17).
Abb. A.17: Verformungsabhängige Winkel
Bedingt durch die Zug- bzw. Druckbelastung
des Gelenks in AP- und ML-Richtung verformt
sich das Gelenk. Diese Verformung führt zu ei-
ner Winkeländerung (α=90
◦, vgl. Abb.A.17).
Es gilt:
α
Zug =α+α
r+α
l(A.2)
α
Druck =α−α
r+α
l(A.3)
mit
sin(α
r)=y
|r|und sin(α
l)=x
|
l|(A.4)
x≈|r|−|r|2−y2(A.5)
folgt aus F.3.8 mit F.A.2, F.A.3, konstanter Pleuellänge |
l|= 240 mm und basierend auf Tab.3.12,
Tab.3.13 (Kap.3.3.3).
Tab. A.19: Winkelabhängigkeit in Folge von Hub bezogen auf das Festlager
Last
Hub αin ◦
in mm Knöchel 17LA3=* Knie 17LK3=*
(y) 12 16 20 12 16 20
Zug
5 93,2 93,0 92,9 92,1 91,9 91,9
4 92,6 92,4 92,3 91,7 91,5 91,5
3 91,9 91,8 91,7 91,2 91,1 91,1
2 91,3 91,2 91,1 90,8 90,7 90,7
1 90,6 90,6 90,6 90,4 90,4 90,4
Druck
-1 89,4 89,4 89,4 89,6 89,6 89,6
-2 88,7 88,8 88,9 89,2 89,3 89,3
-3 88,1 88,2 88,3 88,8 88,9 88,9
-4 87,5 87,6 87,7 88,4 88,5 88,5
-5 86,8 87,0 87,2 88,0 88,2 88,2
153
Anhang
A.13 Kalibrierfaktoren der Messgelenke
Tab. A.20: Kalibrierfaktoren der Messgelenke
Gelenk/ Richtung AP ML Torsion
12LA 0 – 45 Nm ± 15 Nm ± 10 Nm
Messwert/32767*45 (Messwert-Nulllage) /32767*30 (Messwert-Nulllage) /32767*20
12LK
proximal ± 45 Nm ± 15 Nm -
(Messwert-Nulllage) /32767*90 (Messwert-Nulllage) /32767*30
distal ± 23 Nm ± 12,5 Nm ± 10 Nm
(Messwert-Nulllage) /32767*46 (Messwert-Nulllage) /32767*25 (Messwert-Nulllage) /32767*20
16LA 0 – 80 Nm ± 25 Nm ± 15 Nm
Messwert/32767*80 (Messwert-Nulllage) /32767*50 (Messwert-Nulllage) /32767*30
16LK
proximal ± 60 Nm ± 20 Nm -
(Messwert-Nulllage) /32767*120 (Messwert-Nulllage) /32767*40
distal ± 60 Nm ± 20 Nm ± 15 Nm
(Messwert-Nulllage) /32767*120 (Messwert-Nulllage) /32767*40 (Messwert-Nulllage) /32767*30
20LA 0 – 100 Nm ± 30 Nm ± 20 Nm
Messwert/32767*100 (Messwert-Nulllage) /32767*60 (Messwert-Nulllage) /32767*40
20LK
proximal ± 80 Nm ± 25 Nm -
(Messwert-Nulllage) /32767*160 (Messwert-Nulllage) /32767*50
distal ± 38 Nm ± 20 Nm ± 20 Nm
(Messwert-Nulllage) /32767*76 (Messwert-Nulllage) /32767*40 (Messwert-Nulllage) /32767*40
154
Anhang
A.14 Kennlinien - Verformungscharakteristik der Messgelenke
A.14.1 Knöchelmessgelenke
A.14.1.1 17LA3=12(L)
Vorgabemoment in Nm
0 1020304050
Differenzspannung UD in mV/V
-0,5
0
0,5
1,0
1.5
2,0
2,5
3,0
3,5 Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APhaupt MLquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=12(L)
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.18: 17LA3=12(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Differenzspannung UD in mV/V
-1,5
-1,0
-0,5
0
0,5
1,0
1.5
Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLhaupt APquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=12(L)
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.19: 17LA3=12(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-10 -5 0 5 10
Differenzspannung UD in mV/V
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5 Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsionhaupt APquer MLquer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=12(L)
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.20: 17LA3=12(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
155
Anhang
A.14.1.2 17LA3=12(R)
Vorgabemoment in Nm
0 1020304050
Differenzspannung UD in mV/V
-0,5
0
0,5
1,0
1.5
2,0
2,5
3,0
3,5 Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APhaupt MLquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=12(R)
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.21: 17LA3=12(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Differenzspannung UD in mV/V
-1,5
-1,0
-0,5
0
0,5
1,0
1.5
Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLhaupt APquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=12(R)
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.22: 17LA3=12(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-10 -5 0 5 10
Differenzspannung UD in mV/V
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5 Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsionhaupt APquer MLquer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=12(R)
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.23: 17LA3=12(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
156
Anhang
A.14.1.3 17LA3=16(L)
Vorgabemoment in Nm
0 1020304050607080
Differenzspannung UD in mV/V
-0,5
0
0,5
1,0
1.5
2,0 Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APhaupt MLquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=16(L)
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.24: 17LA3=16(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25
Differenzspannung UD in mV/V
-2,0
-1,5
-1,0
-0,5
0
0,5
1,0
1.5
2.0 Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLhaupt APquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=16(L)
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.25: 17LA3=16(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Differenzspannung UD in mV/V
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5 Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsionhaupt APquer MLquer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=16(L)
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.26: 17LA3=16(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
157
Anhang
A.14.1.4 17LA3=16(R)
Vorgabemoment in Nm
0 1020304050607080
Differenzspannung UD in mV/V
-0,5
0
0,5
1,0
1.5
2,0 Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APhaupt MLquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=16(R)
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.27: 17LA3=16(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25
Differenzspannung UD in mV/V
-2,0
-1,5
-1,0
-0,5
0
0,5
1,0
1.5
2.0 Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLhaupt APquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=16(R)
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.28: 17LA3=16(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Differenzspannung UD in mV/V
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5 Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsionhaupt APquer MLquer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=16(R)
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.29: 17LA3=16(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
158
Anhang
A.14.1.5 17LA3=20(L)
Vorgabemoment in Nm
0 102030405060708090
Differenzspannung UD in mV/V
-0,5
0
0,5
1,0
1.5
Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APhaupt MLquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=20(L)
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.30: 17LA3=20(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-30 -25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25 30
Differenzspannung UD in mV/V
-1,0
-0,75
-0,5
-0,25
0
0,25
0,5
0,75
1,0
Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLhaupt APquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=20(L)
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.31: 17LA3=20(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20
Differenzspannung UD in mV/V
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5 Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsionhaupt APquer MLquer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=20(L)
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.32: 17LA3=20(L) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
159
Anhang
A.14.1.6 17LA3=20(R)
Vorgabemoment in Nm
0 102030405060708090
Differenzspannung UD in mV/V
-0,5
0
0,5
1,0
1.5
Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APhaupt MLquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=20(R)
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.33: 17LA3=20(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-30 -25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25 30
Differenzspannung UD in mV/V
-1,0
-0,75
-0,5
-0,25
0
0,25
0,5
0,75
1,0
Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLhaupt APquer Torsionquer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=20(R)
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.34: 17LA3=20(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20
Differenzspannung UD in mV/V
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5 Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsionhaupt APquer MLquer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=20(R)
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.35: 17LA3=20(R) - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
160
Anhang
A.14.2 Kniemessgelenke
A.14.2.1 17LK3=L12
Vorgabemoment in Nm
-50 -40 -30 -20 -10 0 10 20 30 40 50
Differenzspannung UD in mV/V
-0.8
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8 Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APdistal APproximal MLdistal-quer MLproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L12
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.36: 17LK3=L12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Differenzspannung UD in mV/V
-1.5
-1.0
-0.5
0
0.5
1.0
1.5 Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLdistal MLproximal APdistal-quer APproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L12
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.37: 17LK3=L12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-10 -5 0 5 10
Differenzspannung UD in mV/V
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsiondistal APdistal-quer APproximal-quer MLdistal-quer MLproximal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L12
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.38: 17LK3=L12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
161
Anhang
A.14.2.2 17LK3=R12
Vorgabemoment in Nm
-50 -40 -30 -20 -10 0 10 20 30 40 50
Differenzspannung UD in mV/V
-0.8
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8 Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APdistal APproximal MLdistal-quer MLproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R12
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.39: 17LK3=R12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Differenzspannung UD in mV/V
-1.5
-1.0
-0.5
0
0.5
1.0
1.5 Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLdistal MLproximal APdistal-quer APproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R12
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.40: 17LK3=R12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-10 -5 0 5 10
Differenzspannung UD in mV/V
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsiondistal APdistal-quer APproximal-quer MLdistal-quer MLproximal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R12
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.41: 17LK3=R12 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
162
Anhang
A.14.2.3 17LK3=L16
Vorgabemoment in Nm
-70 -60 -50 -40 -30 -20 -10 0 10 20 30 40 50 60 70
Differenzspannung UD in mV/V
-0.8
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APdistal APproximal MLdistal-quer MLproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L16
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.42: 17LK3=L16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25
Differenzspannung UD in mV/V
-1.0
-0.8
-0.6
0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1.0
Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLdistal MLproximal APdistal-quer APproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L16
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.43: 17LK3=L16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Differenzspannung UD in mV/V
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5 Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsiondistal APdistal-quer APproximal-quer MLdistal-quer MLproximal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L16
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.44: 17LK3=L16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
163
Anhang
A.14.2.4 17LK3=R16
Vorgabemoment in Nm
-70 -60 -50 -40 -30 -20 -10 0 10 20 30 40 50 60 70
Differenzspannung UD in mV/V
-0.8
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APdistal APproximal MLdistal-quer MLproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R16
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.45: 17LK3=R16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25
Differenzspannung UD in mV/V
-1.0
-0.8
-0.6
0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1.0
Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLdistal MLproximal APdistal-quer APproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R16
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.46: 17LK3=R16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Differenzspannung UD in mV/V
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5 Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsiondistal APdistal-quer APproximal-quer MLdistal-quer MLproximal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R16
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.47: 17LK3=R16 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
164
Anhang
A.14.2.5 17LK3=L20
Vorgabemoment in Nm
-80-70-60-50-40-30-20-100 1020304050607080
Differenzspannung UD in mV/V
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APdistal APproximal MLdistal-quer MLproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L20
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.48: 17LK3=L20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-30 -25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25 30
Differenzspannung UD in mV/V
-1.0
-0.8
-0.6
0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1.0 Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLdistal MLproximal APdistal-quer APproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L20
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.49: 17LK3=L20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20
Differenzspannung UD in mV/V
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5 Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsiondistal APdistal-quer APproximal-quer MLdistal-quer MLproximal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L20
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.50: 17LK3=L20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
165
Anhang
A.14.2.6 17LK3=R20
Vorgabemoment in Nm
-80-70-60-50-40-30-20-100 1020304050607080
Differenzspannung UD in mV/V
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
APdistal APproximal MLdistal-quer MLproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R20
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Abb. A.51: 17LK3=R20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-30 -25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25 30
Differenzspannung UD in mV/V
-1.0
-0.8
-0.6
0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1.0 Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
MLdistal MLproximal APdistal-quer APproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R20
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Abb. A.52: 17LK3=R20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20
Differenzspannung UD in mV/V
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5 Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Torsiondistal APdistal-quer APproximal-quer MLdistal-quer MLproximal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R20
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Abb. A.53: 17LK3=R20 - Rohsignal (Vorgabemoment in Transversalebene)
166
Anhang
A.15 Validierung FEM
A.15.1 Modifizierte Kniegelenke - 17LK3=*
A.15.1.1 Belastungsebene sagittal - Lastfälle AP-distal
Wesentliche und natürliche Randbedingungen
Die Hebellängen von Krafteinleitungspunkt zur Mitte des DMS-Messgitters sind Tab.A.15 zu ent-
nehmen.
Die Krafteinleitung erfolgt über ein Rigid-Body-Element (RBE3), welches der Länge des kraftein-
leitenden Elements am Kalibrierstand entspricht.
Das Biegemoment an der DMS-Applikationsstelle berechnet sich nach der Formel F.3.8.
Das Element wurde idealisiert: Sämtliche Verrundungen an Fräsbearbeitungen wurden entfernt.
Die verwendeten Materialparameter sind Tabelle A.5 zu entnehmen.
Die Lastfälle Anterior und Posterior werden aufgrund unterschiedlicher Einspannbedingungen se-
parat betrachtet. In anteriorer Richtung wird das Gelenk durch einen Bolzen und in posteriorer
Richtung durch die Fallschlosssperre begrenzt (vgl. Abb.3.4 B (4), (5)). Die Darstellungen erfolgen
exemplarisch für die 16er Variante.
Abb. A.54: Randbedingungen - FEA-Validierung Kniegelenk distal Sagittalmoment
167
Anhang
Tab. A.21: Simulationsparameter - Sagittalmomente, FEA Kniegelenke AP-distal
Wesentliche
Randbe-
dingungen
Natürliche
Randbe-
dingungen
Netzsteuerung Volumenkörper
Größe Elementgröße Elementtyp Elementgröße Elementtyp
12
alle FG
(3) fest;
u=v=w=0;
(Fallschloss-
sperre/
Bolzen)
- 327,87 N (- 20 Nm) Positionierung
AP-DMS
CTRIA6 1,0 mm CTETRA10
- 163,93 N (- 10 Nm)
0,5 mm
+ 163,93 N (+ 20 Nm)
+ 327,87 N (+ 20 Nm)
16
- 396,83 N (- 25 Nm)
- 198,41 N (- 15 Nm)
++ 198,41 N (+ 15 Nm)
verstiftete
Zwangsbe-
dingung
+ 396,83 N (+ 25 Nm)
20
- 555,56 N (- 35 Nm)
- 238,10 N (- 15 Nm)
+ 238,10 N (+ 15 Nm)
+ 555,56 N (+ 35 Nm)
Abb. A.55: Biegespannung - exemplarisch 16er Variante 12,5 Nm Posteriormoment
168
Anhang
A.15.1.2 Belastungsebene frontal - Lastfälle ML-distal
Wesentliche und natürliche Randbedingungen
Die Hebellängen von Krafteinleitungspunkt zur Mitte des DMS-Messgitters sind Tab.A.15 zu ent-
nehmen.
Die Krafteinleitung erfolgt über ein Rigid-Body-Element (RBE3), welches der Länge des kraftein-
leitenden Elements am Kalibrierstand entspricht.
Das Biegemoment an der DMS-Applikationsstelle berechnet sich nach der bekannten Formel F.3.8.
Das Element wurde idealisiert: Sämtliche Verrundungen an nachträglichen Fräsbearbeitungen wur-
den entfernt.
Abb. A.56: Einspannbedingung
17LK3=L12 ML-distal
Abb. A.57: Einspannbedingung
17LK3=L16 ML-distal
Abb. A.58: Einspannbedingung
17LK3=L20 ML-distal
Tab. A.22: Simulationsparameter - Frontalmomente, FEA Knie distal
Wesentliche
Randbe-
dingungen
Natürliche
Randbe-
dingungen
Netzsteuerung Volumenkörper
Größe Elementgröße Elementtyp Elementgröße Elementtyp
12
alle FG
(3) fest;
u=v=w=0;
(Fallschloss-
sperre)
- 135,14 N (- 10 Nm) Positionierung
ML-DMS
CTRIA6 1,0 mm CTETRA10
- 67,57 N (- 5 Nm)
0,5 mm
+ 67,57 N (+ 5 Nm)
+ 135,14 N (+ 10 Nm)
16
- 200 N (- 15 Nm)
- 100 N (- 7,5 Nm)
++ 100 N (+ 7,5 Nm)
verstiftete
Zwangsbe-
dingung
+ 200 N (+ 15 Nm)
20
- 240 N (- 18 Nm)
- 106,67 N (- 8 Nm)
+ 106,67 N (+ 8 Nm)
+ 240 N (+ 18 Nm)
Abb. A.59: Messanordnung - FEA-Validierung Frontalmomente Knie ML-distal/-proximal
Anm.: Eine Kerbwirkungsanalyse ist für den Fall ML-distal nicht erforderlich.
169
Anhang
A.15.2 Modifizierte Knöchelgelenke - 17LA3=*
A.15.2.1 Knöchelsensoren
Simulationsparamter (Randbedingungen, FE-Netz, Material) siehe Tab.A.23.
Tab. A.23: Simulationsparameter - FEA Knöchelsensoren
Wesentliche
Randbe-
dingungen
Natürliche
Randbe-
dingungen
Netzsteuerung Volumenkörper
Sensor Elementgröße Elementtyp Elementgröße Elementtyp
Bohrung Verrundung Sensorspitze
12 alle FG
(3) fest;
u=v=w=0
Kraft axial
homogen auf
Druckfläche
0,3 mm 0,3 mm 0,3 mm
CTRIA6
0,3 mm
CTETRA10
16 0,25 mm 0,25 mm 0,5 mm 0,5 mm
20 0,3 mm 0,3 mm 0,6 mm 0,6 mm
Abb. A.60:
Einspannbedingung
16er AP-Sensorstift
Abb. A.61: FEA 40 Nm
- 12er Sensorstift
Abb. A.62: FEA 70 Nm
- 16er Sensorstift
Abb. A.63: FEA 80 Nm
- 20er Sensorstift
Abb. A.64: FE-Modell - Knöchelsensor
Tab. A.24: (Wichtigste) Physikalische
Eigenschaften 42CrMo4
Eigenschaft Wert
Dichte 7.72 (kg/dm3)
E-Modul 210 000 N/mm2
Querkontraktion 0.3 (0.285) [76]
Streckgrenze 900 MPa
(d ≤(16 mm)
170
Anhang
A.15.2.2 Belastungsebene frontal - Lastfälle ML
Abb. A.65: Iterative FE-Modelloptimierung - 17LA3=16 Lastfall 20 Nm Medialmoment
Abb. A.66: FE-Modell 17LA3=* Validierung ML-Lastfall
Abb. A.67: Exemplarisch Simulationsergebnisse 17LA3=16 Validierung 20 Nm Medialmoment
171
Anhang
Tab. A.25: Simulationsparameter - Frontalmomente, FEA Knöchel
Wesentliche
Randbe-
dingungen
Natürliche
Randbedingungen
Volumenkörper (Netz CTETRA10 + Steuerung)
Größe Gelenkkörer Messing- U-Leg- Fuß-
proximal distal buchse (2x) Lager scheibe bügel
12 alle FG
(3) fest;
u=v=w=0
Bolzen
Vor-
spannung
- 136,99 N (- 10 Nm)
2,5mm 0,75mm 0,5mm 1,0mm 0,25mm 0,75mm
- 68,49 N (- 5 Nm)
+ 68,49 N (+ 5 Nm)
+ 3,8 kN + 136,99 N (+ 10 Nm)
16 +
- 270,27 N (- 20 Nm)
3,0 mm 1,0 mm 0,5 mm 1,0 mm 0,25 mm 1,0 mm+ 5,5 kN - 135,14 N (- 10 Nm)
+ 135,14 N (+ 10 Nm)
Fläche-
Fläche
Kontakt
(nicht-
linear
+ 270,27 N (+ 20 Nm)
20
- 337,84 N (- 25 Nm)
3,0 mm 1,25 mm 0,5 mm 1,0 mm 0,5 mm 1,0 mm+14kN - 168,92 N (- 12,5 Nm)
+ 168,92 N (+ 12,5 Nm)
+ 337,84 N (+ 25 Nm)
A.16 Kennlinien - Validierung kalibrierter integrierter Messgelenke
A.16.1 Versuchsplan - Validierung Kalibrierung
Anm.:
Die Validierung der Kalibrierung erfolgt von
10 bis 90 % des Messbereichs. Eine Ausnahme
bildet das Sagittalmoment des 20er Knö-
chelgelenks, dies ist auf 80 Nm begrenzt, da
die Messbereichsgrenze des Kraftsensors des
Kalibrierstandes erreicht wird.
Tab. A.26: Versuchsplan Validierung - Nenn-
momente Kalibrierung Messgelenke
Größe Gelenk Variante Vorgabemoment (10 - 90 %) in Nm
Sagittal Frontal Torsion
12
Knöchel
L/R
0 bis +40,5 ±12
±8
Knie proximal proximal
±36 ±12
16
Knöchel
L/R
0 bis +72 ±20
±12
Knie proximal proximal
±48 ±16
20
Knöchel
L/R
0 bis +80 ±24
±16
Knie proximal proximal
±64 ±20
172
Anhang
A.16.2 Glättungsbereich gleitender Durchschnitt
Es wird im Bereich von 0,2 Nm (BGD) gemittelt und es wird zur Berechnung der Anzahl der Daten-
punkte des gleitenden Durchschnitts eine gleichmäßige Prüfgeschwindigkeit vorausgesetzt. Es wird
ein Hysteresezyklus geprüft, dementsprechend die Spannweite (der gesamte Messbereich) zweimal
ermittelt. Die Datenaufnahme erfolgte mit 100 Hz.
Die Anzahl n der Datenpunkte für die gleitende Durchschnittsbildung ergibt sich zu:
n=Δtm·Fs·BGD
2·SpW (A.6)
• n = Anzahl Datenpunkte für gleitenden Durchschnitt (un-
geradzahlig),
•Δt
m= Dauer der Messung in s,
•F
s= Abtastrate (100 Hz),
• SpW = Spannweite Messbereich in Nm (vgl. Tab.A.26),
• BGD = Bereich Gleitender Durchschnitt in Nm.
Es wird auf ganze Zahlen gerundet und gerade Zahlen abgerundet (n = n- 1). Die Messung der
linken und rechten Varianten werden unter Berücksichtigung des jeweils kleinsten Fensters n zu-
sammengefasst (vgl. Tab.A.27).
Tab. A.27: Anzahl an Datenpunkte für gleitende Durchschnittsbildung
Messgelenk Messbereich AP n Messbereich ML n Messbereich Torsion n
17LA3=12(L) 0 - 40 Nm 45,156 s 11 ± 12,5 Nm 106,507 s 41 ±8Nm 67,293 s 39
17LA3=12(R) 45,558 s 108,383 s 64,070 s
17LA3=16(L) 0 - 72 Nm 57,805 s 7±20Nm 119,716 s 25 ±12Nm 80,282 s 33
17LA3=16(R) 76,298 s 100,332 s 80,273 s
17LA3=20(L) 0 - 80 Nm 49,714 s 5±24Nm 111,225 s 19 ±16Nm 62,654 s 17
17LA3=20(R) 43,771 s 96,316 s 60,366 s
17LK3=L12 proximal ± 36 Nm 106,190 s proximal 13 proximal ± 12 Nm 96,880 s proximal 35 ±8Nm 55,430 s 33
17LK3=R12 distal ± 20 Nm 99,190 s distal 23 distal ± 10 Nm 84,810 s distal 41 64,510 s
17LK3=L16 proximal ± 48 Nm 72,181 s proximal 7 proximal ± 16 Nm 84,260 s proximal 21 ±12Nm 56,400 s 23
17LK3=R16 distal ± 24 Nm 68,980 s distal 13 distal ± 13 Nm 70,280 s distal 27 58,900 s
17LK3=L20 proximal ± 64 Nm 109,220 s proximal 5 proximal ± 20 Nm 83,010 s proximal 19 ±16Nm 69,330 s 17
17LK3=R20 distal ± 30 Nm 85,660 s distal 13 distal ± 16 Nm 86,050 s distal 25 57,230 s
173
Anhang
A.16.3 Knöchelmessgelenke
A.16.3.1 17LA3=12(L)
Vorgabemoment in Nm
0 1020304050
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-1
0
1
3
5
7
9Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-1
0
1
3
5
7
9
Anteriormoment ML
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=L12
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APprimär: 2.3 (2;-0.3) Nm
MLquer: 0.5 (0.5;0) Nm
Torsionquer: 8 (8;0) Nm
AP: w0 (+0,5; -0,5) relativ
0 % (3 %; - )
Abb. A.68: 17LA3=12(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
ML Anterior
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=L12
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLprimär: 3.7 (1.7;-1.9) Nm
APquer: 0.1 (0.1;0) Nm
Torsionquer: 0.9 (0.6;-0.3) Nm
ML: w0 (+0,5; -0,5) relativ
1 % (8 %; 5 %)
Abb. A.69: 17LA3=12(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-10-8-6-4-20246810
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
Torsion Anterior
quer
ML
quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=L12
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsionprimär: 1.3 (0.5;-0.9) Nm
APquer: 0 (0;0) Nm
MLquer: 0.6 (0.5;-0.2) Nm
Torsion: w0 (+0,5; -0,5) relativ
15 % (16 %; 13 %)
Abb. A.70: 17LA3=12(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
174
Anhang
A.16.3.2 17LA3=12(R)
Vorgabemoment in Nm
0 1020304050
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-1
0
1
3
5
7
9Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-1
0
1
3
5
7
9
Anteriormoment ML
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=R12
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APprimär: 1.9 (1.7;-0.2)Nm
MLquer: 1 (1;0) Nm
Torsionquer: 6 (6;0) Nm
AP: w0 (+0,5; -0,5) relativ
0 % (4 %; - )
Abb. A.71: 17LA3=12(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
ML Anterior
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=R12
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLprimär: 0.9 (0.4;-0.5) Nm
APquer: 0.2 (0.2;0) Nm
Torsionquer: 1.9 (0.9;-1) Nm
ML: w0 (+0,5; -0,5) relativ
1 % (5 %; 3 %)
Abb. A.72: 17LA3=12(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-10-8-6-4-20246810
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
Torsion Anterior
quer
ML
quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=R12
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsionprimär: 1.5 (1.3;-0.3) Nm
APquer: 0.7 (0.7;0) Nm
MLquer: 1 (0.4;-0.6) Nm
Torsion: w0 (+0,5; -0,5) relativ
15 % (26 %; 18 %)
Abb. A.73: 17LA3=12(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
175
Anhang
A.16.3.3 17LA3=16(L)
Vorgabemoment in Nm
0 20406080
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-3
-1
0
1
3
5
7Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-3
-1
0
1
3
5
7
Anteriormoment ML
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=L16
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APprimär: 6.6 (4.9;-1.8) Nm
MLquer: 1.1 (1;-0.2) Nm
Torsionquer: 3.5 (2.7;-0.8) Nm
AP: w0 (+0,5; -0,5) relativ
0 % (9 %; - )
Abb. A.74: 17LA3=16(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
ML Anterior
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=L16
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLprimär: 3.5 (1.9;-1.6) Nm
APquer: 0 (0;0) Nm
Torsionquer: 3 (0;-3) Nm
ML: w0 (+0,5; -0,5) relativ
6 % (17 %; 24 %)
Abb. A.75: 17LA3=16(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
Torsion Anterior
quer
ML
quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=L16
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsionprimär: 2.1 (1.3;-0.8) Nm
APquer: 0 (0;0) Nm
MLquer: 2.7 (2.3;-0.5) Nm
Torsion: w0 (+0,5; -0,5) relativ
10 % (15 %; 10 %)
Abb. A.76: 17LA3=16(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
176
Anhang
A.16.3.4 17LA3=16(R)
Vorgabemoment in Nm
0 20406080
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-3
-1
0
1
3
5
7Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-3
-1
0
1
3
5
7
Anteriormoment ML
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=R16
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APprimär: 5.2 (4.7;-0.5) Nm
MLquer: 1.2 (1.1;-0.1) Nm
Torsionquer: 3.5 (3;-0.5) Nm
AP: w0 (+0,5; -0,5) relativ
0 % (8 %; - )
Abb. A.77: 17LA3=16(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
ML Anterior
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=R16
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLprimär: 4.8 (4.3;-0.5) Nm
APquer: 0 (0;0) Nm
Torsionquer: 2.9 (1;-1.9) Nm
ML: w0 (+0,5; -0,5) relativ
6 % (11 %; 7 %)
Abb. A.78: 17LA3=16(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
Torsion Anterior
quer
ML
quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=R16
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsionprimär: 1.5 (0.4;-1.1) Nm
APquer: 0 (0;0) Nm
MLquer: 2.9 (2.9;0) Nm
Torsion: w0 (+0,5; -0,5) relativ
9 % (1 %; 8 %)
Abb. A.79: 17LA3=16(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
177
Anhang
A.16.3.5 17LA3=20(L)
Vorgabemoment in Nm
0 20406080100
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-3
-1
0
1
3
5
7Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-3
-1
0
1
3
5
7
Anteriormoment ML
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=L20
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APprimär: 4.5 (4;-0.5) Nm
MLquer: 0.9 (0.3;-0.5) Nm
Torsionquer: 5.1 (4.3;-0.8) Nm
AP: w0 (+0,5; -0,5) relativ
0 % (6 %; - )
Abb. A.80: 17LA3=20(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-30 -20 -10 0 10 20 30
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
ML Anterior
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=L20
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLprimär: 1.5 (0.8;-0.8) Nm
APquer: 0 (0;0) Nm
Torsionquer: 3.4 (0;-3.3) Nm
ML: w0 (+0,5; -0,5) relativ
1 % (2 %; 0 %)
Abb. A.81: 17LA3=20(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
Torsion Anterior
quer
ML
quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LA3=L20
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsionprimär: 2.4 (0.6;-1.8) Nm
APquer: 0 (0;0) Nm
MLquer: 3.3 (2.8;-0.4) Nm
Torsion: w0 (+0,5; -0,5) relativ
11 % (1 %; 6 %)
Abb. A.82: 17LA3=20(L) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
178
Anhang
A.16.3.6 17LA3=20(R)
Vorgabemoment in Nm
0 20406080100
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-3
-1
0
1
3
5
7Primärrichtung-AP vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-3
-1
0
1
3
5
7
Anteriormoment ML
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=R20
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APprimär: 4.9 (4.6;-0.3) Nm
MLquer: 1.8 (0;-1.8) Nm
Torsionquer: 3.5 (2;-1.6) Nm
AP: w0 (+0,5; -0,5) relativ
0 % (6 %; - )
Abb. A.83: 17LA3=20(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-30 -20 -10 0 10 20 30
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-ML vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
ML Anterior
quer
Torsion
quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=R20
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLprimär: 1.4 (0.7;-0.7) Nm
APquer: 0 (0;0) Nm
Torsionquer: 2.7 (2.6;-0.1) Nm
ML: w0 (+0,5; -0,5) relativ
1 % (3 %; 1 %)
Abb. A.84: 17LA3=20(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5Primärrichtung-Torsion vs. Quersprechen
Absolutes Quersprechen in Nm
-5
-4
-3
-2
-1
0
1
2
3
4
5
Torsion Anterior
quer
ML
quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LA3=R20
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsionprimär: 2.1 (0.7;-1.5) Nm
APquer: 0 (0;0) Nm
MLquer: 1 (0.2;-0.8) Nm
Torsion: w0 (+0,5; -0,5) relativ
9 % (4 %; 2 %)
Abb. A.85: 17LA3=20(R) - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
179
Anhang
A.16.4 Kniemessgelenke
A.16.4.1 17LK3=L12
Vorgabemoment in Nm
-50 -40 -30 -20 -10 0 10 20 30 40 50
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-20
-16
-12
-8
-4
0
4
8
12
16
20
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
10
APdistal APproximal MLdistal-quer MLproximal-quer Torsiondistal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L12
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APdistal: 3 (1.74;-1.25) Nm
APproximal: 37 (14;-23) Nm
MLdistal-quer: 0.55 (0.09;-0.46) Nm
MLproximal-quer: 2 (1.3;-0.7) Nm
Torsionquer: 2.7 (1.15;-1.59) Nm
APdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
2,9 % (8,1 %; 11,5 %)
APproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
- % (- %; - %)
Abb. A.86: 17LK3=L12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-6
-4
-2
0
2
4
6
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-15
-10
-5
0
5
10
15
ML
distal
ML
proximal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L12
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLdistal: 0.7 (0.4;-0.3) Nm
MLproximal: 3.4 (1.9;-1.6) Nm
APdistal-quer: 2 (0.6;-1.4) Nm
APproximal-quer: 27 (12;-15) Nm
Torsionquer: 0.4 (-0.1;-0.5) Nm
MLdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
5 % (4 %; 6 %)
MLproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
11 % (19 %; 19 %)
Abb. A.87: 17LK3=L12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-10-8-6-4-20246810
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-6
-4
-2
0
2
4
6
Absolutes Quersprechen in Nm
-6
-4
-2
0
2
4
6
Torsion
distal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L12
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsiondistal: 0.6 (0.3;-0.3) Nm
APdistal-quer: 1.4 (0.7;-0.7) Nm
APproximal-quer: 2.7 (1;-1.7) Nm
MLdistal-quer: 1.5 (0.3;-1.2) Nm
MLproximal-quer: 7 (5;-2) Nm
Torsiondistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
2,3 % (3,2 %; 2,5 %)
Abb. A.88: 17LK3=L12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
180
Anhang
A.16.4.2 17LK3=R12
Vorgabemoment in Nm
-50 -40 -30 -20 -10 0 10 20 30 40 50
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-20
-16
-12
-8
-4
0
4
8
12
16
20
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
10
AP
distal
AP
proximal
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R12
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APdistal: 1.9 (1.03;-0.84) Nm
APproximal: 22.4 (10.5;-11.9) Nm
MLdistal-quer: 1.8 (0.5;-1.3) Nm
MLproximal-quer: 1.6 (0.9;-0.7) Nm
Torsionquer: 1.6 (0.7;-0.9) Nm
APdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
0,8 % (3,8 %; 2,3 %)
APproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
- % (- %; - %)
Abb. A.89: 17LK3=R12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-6
-4
-2
0
2
4
6
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-15
-10
-5
0
5
10
15
ML
distal
ML
proximal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R12
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLdistal: 0.94 (0.86;-0.08) Nm
MLproximal: 4 (3.1;-0.9) Nm
APdistal-quer: 0.6 (0.3;-0.3) Nm
APproximal-quer: 6.4 (2.2;-4.1) Nm
Torsionquer: 0.75 (0.07;-0.67) Nm
MLdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
9,5 % (0,3 %; 1,5 %)
MLproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
13,4 % (7 %; 31 %)
Abb. A.90: 17LK3=R12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-10-8-6-4-20246810
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-6
-4
-2
0
2
4
6
Absolutes Quersprechen in Nm
-6
-4
-2
0
2
4
6
Torsion
distal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R12
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsiondistal: 0.2 (0.2;0) Nm
APdistal-quer: 1.8 (1;-0.8) Nm
APproximal-quer: 2.6 (1.5;-1.1) Nm
MLdistal-quer: 2.3 (0.2;-2.2) Nm
MLproximal-quer: 5.1 (1.9;-3.2) Nm
Torsiondistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
1,0 % (0,5 %; 1,5 %)
Abb. A.91: 17LK3=R12 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
181
Anhang
A.16.4.3 17LK3=L16
Vorgabemoment in Nm
-60-50-40-30-20-100 102030405060
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-12
-8
-4
0
4
8
12
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-12
-8
-4
0
4
8
12
AP
distal
AP
proximal
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L16
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APdistal: 5.4 (3.1;-2.4) Nm
APproximal: 15.2 (6.9;-8.3) Nm
MLdistal-quer: 0.6 (0.2;-0.4) Nm
MLproximal-quer: 1.4 (1.2;-0.1) Nm
Torsionquer: 3.3 (2.8;-0.5) Nm
APdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
18,2 % (14,8 %; 18,4 %)
APproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
10 % (14 %; 4 %)
Abb. A.92: 17LK3=L16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
ML
distal
ML
proximal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L16
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLdistal: 0.4 (0.6;0.2) Nm
MLproximal: 5.5 (3.8;-1.7) Nm
APdistal-quer: 0.7 (0.4;-0.3) Nm
APproximal-quer: 30.6 (13.3;-17.3) Nm
Torsionquer: 4 (2.3;-1.8) Nm
MLdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
1,1 % (0,2 %; 0,8 %)
MLproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
9,3 % (8,6 %; 3,5 %)
Abb. A.93: 17LK3=L16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-15
-10
-5
0
5
10
15
Absolutes Quersprechen in Nm
-15
-10
-5
0
5
10
15
Torsion
distal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L16
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsiondistal: 0.9 (0.4;-0.6) Nm
APdistal-quer: 3.5 (1.6;-1.8) Nm
APproximal-quer: 4.6 (3;-1.6) Nm
MLdistal-quer: 1.9 (1.6;-0.3) Nm
MLproximal-quer: 6.8 (6.7;-0.1) Nm
Torsiondistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
5,8 % (4,0 %; 4,7 %)
Abb. A.94: 17LK3=L16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
182
Anhang
A.16.4.4 17LK3=R16
Vorgabemoment in Nm
-60 -50 -40 -30 -20 -10 0 10 20 30 40 50 60
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-12
-8
-4
0
4
8
12
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-12
-8
-4
0
4
8
12
AP
distal
AP
proximal
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R16
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APdistal: 3.8 (2.4;-1.4) Nm
APproximal: 11.4 (4.4;-7) Nm
MLdistal-quer: 0.8 (0.4;-0.4) Nm
MLproximal-quer: 1.9 (0.1;-1.8) Nm
Torsionquer: 1.9 (1.9;0) Nm
APdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
13,4 % (11,9 %; 7,8 %)
APproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
9,1 % (10,3 %; 7,2 %)
Abb. A.95: 17LK3=R16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
ML
distal
ML
proximal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R16
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLdistal: 1.1 (0.7;-0.4) Nm
MLproximal: 6.2 (2;-4.3) Nm
APdistal-quer: 1 (0.3;-0.8) Nm
APproximal-quer: 19.7 (9.1;-10.6) Nm
Torsionquer: 0.7 (0.3;-0.4) Nm
MLdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
7,2 % (0,8 %; 0,4 %)
MLproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
11,2 % (15,3 %; 26,1 %)
Abb. A.96: 17LK3=R16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-15 -10 -5 0 5 10 15
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-15
-10
-5
0
5
10
15
Absolutes Quersprechen in Nm
-15
-10
-5
0
5
10
15
Torsion
distal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R16
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsiondistal: 1.1 (0.9;-0.2) Nm
APdistal-quer: 2.2 (1.5;-0.8) Nm
APproximal-quer: 3.6 (2.4;-1.2) Nm
MLdistal-quer: 3.2 (0.2;-3) Nm
MLproximal-quer: 10.4 (1.5;-8.8) Nm
Torsiondistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
7,1 % (5,7 %; 5,1 %)
Abb. A.97: 17LK3=R16 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
183
Anhang
A.16.4.5 17LK3=L20
Vorgabemoment in Nm
-80-60-40-20 0 20 40 60 80
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-16
-12
-8
-4
0
4
8
12
16
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-16
-12
-8
-4
0
4
8
12
16
AP
distal
AP
proximal
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L20
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APdistal: 11.7 (5.7;-6) Nm
APproximal: 15 (8.1;-6.9) Nm
MLdistal-quer: 2 (0;-2) Nm
MLproximal-quer: 4.4 (1;-3.4) Nm
Torsionquer: 3 (1.4;-1.6) Nm
APdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
34,1 % (17,5 %; 19,5 %)
APproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
7,9 % (11,9 %; 12,7 %)
Abb. A.98: 17LK3=L20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-25
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
25
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-25
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
25
ML
distal
ML
proximal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L20
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLdistal: 0.3 (-0.1;-0.4) Nm
MLproximal: 8.7 (3.7;-5) Nm
APdistal-quer: 1.2 (0.3;-0.9) Nm
APproximal-quer: 43.6 (20.1;-23.5) Nm
Torsionquer: 2.3 (0.4;-1.9) Nm
MLdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
1,1 % (0,1 %; 0,6 %)
MLproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
8,9 % (6,9 %; 18,6 %)
Abb. A.99: 17LK3=L20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
Absolutes Quersprechen in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
Torsion
distal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Gelenkevaluation
Linke Variante - 17LK3=L20
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsiondistal: 0.9 (0.06;-0.8) Nm
APdistal-quer: 4.8 (1.7;-3.1) Nm
APproximal-quer: 5.7 (3.7;-2) Nm
MLdistal-quer: 3.4 (-0.3;-3.7) Nm
MLproximal-quer: 13.3 (2.4;-10.9) Nm
Torsiondistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
1,3 % (1,4 %; 2,5 %)
Abb. A.100: 17LK3=L20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
184
Anhang
A.16.4.6 17LK3=R20
Vorgabemoment in Nm
-80-60-40-20 0 20 40 60 80
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-16
-12
-8
-4
0
4
8
12
16
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-16
-12
-8
-4
0
4
8
12
16
AP
distal
AP
proximal
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R20
Primärrichtung:
Sagittalebene
Querrichtungen:
Frontal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
APdistal: 9.8 (2.6;-7.2) Nm
APproximal: 15.4 (6.6;-8.8) Nm
MLdistal-quer: 2.1 (0.6;-1.5) Nm
MLproximal-quer: 2.2 (0.9;-1.3) Nm
Torsionquer: 3.3 (0.3;-3) Nm
APdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
27,8 % (18,8 %; 9,3 %)
APproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
13,7 % (15,2 %; 13,0 %)
Abb. A.101: 17LK3=R20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Sagittalebene)
Vorgabemoment in Nm
-25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-25
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
25
Absolutes Quersprechen bez. proximalen Moment in Nm
-25
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
25
ML
distal
ML
proximal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
Torsion
distal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R20
Primärrichtung:
Frontalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Transversalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
MLdistal: 0.4(0.2;-0.2) Nm
MLproximal: 7.3 (3.7;-3.6) Nm
APdistal-quer: 1.4 (0.9;-0.5) Nm
APproximal-quer: 38 (19.5;-18.5) Nm
Torsionquer: 1.8 (0.8;-1) Nm
MLdistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
0,7 % (0,6 %; 0 %)
MLproximal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
11,6 % (7,1 %; 21,3 %)
Abb. A.102: 17LK3=R20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Frontalebene)
Vorgabemoment in Nm
-20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20
Abweichung vom Vorgabewert (Hauptrichtung) in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
Absolutes Quersprechen in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
Torsion
distal
AP
distal-quer
AP
proximal-quer
ML
distal-quer
ML
proximal-quer
Gelenkevaluation
Rechte Variante - 17LK3=R20
Primärrichtung:
Transversalebene
Querrichtungen:
Sagittal-, Frontalebene
Kennwerte:
Spannweite (max; min) absolut
Torsiondistal: 1.5 (0.4;-1.1) Nm
APdistal-quer: 7.6 (4.4;-3.3) Nm
APproximal-quer: 8 (6;-2) Nm
MLdistal-quer: 2.9 (0.5;-2.4) Nm
MLproximal-quer: 17.4 (5.4;-12) Nm
Torsiondistal: w0 (+0,5; -0,5) relativ
2,4 % (3,0 %; 1,1 %)
Abb. A.103: 17LK3=R20 - Validierung der Kalibrierung und Quersprechen (Transversalebene)
185
Anhang
A.18 Mittlere Gelenkbelastung
A.18.1 MGZ -PoC-AFO
Tab. A.28: Mittlere Gelenkmomente je GZ ebenes Gehen - AFO unilateral
Knöchel
Messbrücke rechts
MGZ in Nm
AP 10,7 ±1,7
ML 0,35-(-0,85) = 1,2 ±0,4
Torsion 0,25-(-1,75) = 2,0 ±0,2
A.18.2 MGZ - PoC-KAFO gesperrt
Tab. A.29: Mittlere Gelenkmomente je GZ ebenes Gehen - KAFO bilateral
Knie
Messbrücke links rechts
MGZ in Nm MGZ in Nm
APproximal 0,1-(-3,0) = 3,1 ±1,4 0,5-(-3,0) = 3,5 ±1,5
APdistal 0,5-(-3,6) = 4,1 ±1,8 0,3-(-3,8) = 4,1 ±1,9
MLproximal 0,3-(-0,2) = 0,5 ±0,2 -
MLdistal 0,7-(-0,1) = 0,8 ±0,3 0,1-(-0,3) = 0,4 ±0,2
Torsion 0,2-(-0,2) = 0,4 ±0,2 0,15-(-0,25) = 0,4 ±0,2
Knöchel
Messbrücke links rechts
MGZ in Nm MGZ in Nm
AP 1,7 ±0,9 2,1 ±1,1
ML 0,15-(-0,25) = 0,4 ±0,2 0,0-(-0,4) = 0,4 ±0,2
Torsion 0,3-(-0,1) = 0,4 ±0,2 -
Tab. A.30: Mittlere Gelenkmomente je GZ Rampe - KAFO bilateral
Knie
Messbrücke links rechts
MGZ in Nm MGZ in Nm
APproximal 0,45-(-1,85) = 2,3 ±0,3 1,6-(-1,3) = 2,9 ±0,3
APdistal 1,3-(-2,2) = 3,5 ±0,3 1,2-(-2,4) = 3,6 ±0,4
MLproximal 0,20-(-0,45) = 0,65 ±0,05 -
MLdistal 0,5-(-0,5) = 1,0 ±0,1 0,10-(-0,45) = 0,55 ±0,05
Torsion 0,0-(-1,0) = 1,0 ±0,2 0,0-(-1,1) = 1,1 ±0,2
Knöchel
Messbrücke links rechts
MGZ in Nm MGZ in Nm
AP 7,5 ±1,0 8,0 ±1,4
ML 0,1-(-0,2) = 0,3 ±0,1 0,1-(-0,8) = 0,9 ±0,1
Torsion - -
187
Anhang
A.19 Validierung USW-Verlauf von IMU und Ganganalyse
Zeit in s
12345
Unterschenkelwinkel in °
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
BNO GA
rechte Variante - 17LA3=16
Winkelverlauf -
Unterschenkelwinkel im Raum
Trial: 60714z15.txt
Range of motion (ROM)
US-BNO = 73°
US-GA = 66°
Winkelabweichung ( )
von Ganganalyse und
Inertialsensorik
= 7°
Abb. A.104: Validierung USW im Raum - ebenes Gehen Trial 1
Zeit in s
12345
Unterschenkelwinkel in °
-70
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
BNO GA
rechte Variante - 17LA3=16
Winkelverlauf -
Unterschenkelwinkel im Raum
Trial: 60714z16.txt
Range of motion (ROM)
US-BNO = 78°
US-GA = 73°
Winkelabweichung ( )
von Ganganalyse und
Inertialsensorik
= 5°
Abb. A.105: Validierung USW im Raum - ebenes Gehen Trial 2
Zeit in s
12345
Unterschenkelwinkel in °
-70
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
BNO GA
rechte Variante - 17LA3=16
Winkelverlauf -
Unterschenkelwinkel im Raum
Trial: 60714z17.txt
Range of motion (ROM)
US-BNO = 75°
US-GA = 66°
Winkelabweichung ( )
von Ganganalyse und
Inertialsensorik
= 9°
Abb. A.106: Validierung USW im Raum - ebenes Gehen Trial 3
188
Anhang
Zeit in s
012
Unterschenkelwinkel in °
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
BNO GA
Abb. A.107: Korrigierter USW im Raum
(Ausschnitt) - ebenes Gehen Trial 1
Zeit in s
012
Unterschenkelwinkel in °
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
BNO GA
Abb. A.108: Korrigierter USW im Raum
(Ausschnitt) - ebenes Gehen Trial 2
Zeit in s
0123
Unterschenkelwinkel in °
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
BNO GA
Abb. A.109: Korrigierter USW im Raum
(Ausschnitt) - ebenes Gehen Trial 3
Abb. A.110: Korrelation von korrigiertem USW
und Ganganalyse - ebenes Gehen Trial 1
Abb. A.111: Korrelation von korrigiertem USW
und Ganganalyse - ebenes Gehen Trial 2
Abb. A.112: Korrelation von korrigiertem USW
und Ganganalyse - ebenes Gehen Trial 3
189
Anhang
A.20 PoC-AFO - Ebenes Gehen 0° Dorsalanschlag
Zeit t in s
0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5 5
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-10
0
10
20
30
40
50
60
1
23
4
5
Unterschenkelwinkel in °
-70
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment Torsionsmoment Unterschenkelwinkel
rechte Variante - 17LA3=16
Dorsalanschlag 0°
(Wechsel-)Biegemomente -
maximaler Signalhub (Peaks):
(ohne Quersprech-Korrektur)
MAnterior = (48.2 ± 3) Nm
MML = (8.4 ± 2) Nm
MTorsion = (8 ± 1) Nm
Trial 1:
60714z15.txt
Abb. A.113: Ebenes Gehen (Trial 1) - Orthesengelenkbelastungen 0° DA
Zeit t in s
0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5 5
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-10
0
10
20
30
40
50
60
1
2
3
4
5
Unterschenkelwinkel in °
-70
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
4
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment Torsionsmoment Unterschenkelwinkel
rechte Variante - 17LA3=16
Dorsalanschlag 0°
(Wechsel-)Biegemomente -
maximaler Signalhub (Peaks):
(ohne Quersprech-Korrektur)
MAnterior = (49.4 ± 3) Nm
MML = (8.5 ± 2) Nm
MTorsion = (8.2 ± 1) Nm
Trial 2:
60714z16.txt
Abb. A.114: Ebenes Gehen (Trial 2) - Orthesengelenkbelastungen 0° DA
Zeit t in s
0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5 5
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-10
0
10
20
30
40
50
60
1
2
3
45
Unterschenkelwinkel in °
-70
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment Torsionsmoment Unterschenkelwinkel
rechte Variante - 17LA3=16
Dorsalanschlag 0°
(Wechsel-)Biegemomente -
maximaler Signalhub (Peaks):
(ohne Quersprech-Korrektur)
MAnterior = (43 ± 3) Nm
MML = (7.9 ± 2) Nm
MTorsion = (9.5 ± 1) Nm
Trial 3:
60714z17.txt
Abb. A.115: Ebenes Gehen (Trial 3) - Orthesengelenkbelastungen 0° DA
190
Anhang
Zeit t in s
00.511.522.533.544.55
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-10
0
10
20
30
40
50
60
1
2
3
4
5
Unterschenkelwinkel in °
-70
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment Torsionsmoment Unterschenkelwinkel
rechte Variante - 17LA3=16
Dorsalanschlag 0°
(Wechsel-)Biegemomente -
maximaler Signalhub (Peaks):
(ohne Quersprech-Korrektur)
MAnterior = (53.6 ± 3) Nm
MML = (9.7 ± 2) Nm
MTorsion = (10 ± 2) Nm
Trial 4:
60714z18.txt
Abb. A.116: Ebenes Gehen (Trial 4) - Orthesengelenkbelastungen 0° DA
Zeit t in s
00.511.522.533.544.55
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-10
0
10
20
30
40
50
60
1234
5
Unterschenkelwinkel in °
-70
-60
-50
-40
-30
-20
-10
0
10
20
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment Torsionsmoment Unterschenkelwinkel
rechte Variante - 17LA3=16
Dorsalanschlag 0°
(Wechsel-)Biegemomente -
maximaler Signalhub (Peaks):
(ohne Quersprech-Korrektur)
MAnterior = (42.8 ± 3) Nm
MML = (8.8 ± 2) Nm
MTorsion = (8.4 ± 2) Nm
Trial 5:
60714z19.txt
Abb. A.117: Ebenes Gehen (Trial 5) - Orthesengelenkbelastungen 0° DA
A.21 PoC-KAFO bilateral gesperrt
A.21.1 Konditionen - KAFO bilateral gesperrt
Abb. A.118: Kondition ebe-
nes Gehen - KAFO bilateral
gesperrt
Abb. A.119: Kondition Rampe -
KAFO bilateral gesperrt
Abb. A.120: Kondition
Treppe - KAFO bilate-
ral gesperrt
191
Anhang
A.21.2 PoC-KAFO Ebenes Gehen bilateral gesperrt
Anm: Die Legenden der Abb.A.123ff. sind für die Abb.A.121 und Abb.A.122 ebenfalls gültig.
Zeit t in s
012345678910
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-25
-20
-15
-10
-5
0
5
10
123456
Knie - Links/ Lateral
Zeit t in s
012345678910
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-25
-20
-15
-10
-5
0
5
10 Knie - Rechts/ Medial
Zeit t in s
012345678910
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35 Knöchel - Links/ Lateral
Zeit t in s
012345678910
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35 Knöchel - Rechts/ Medial
Abb. A.121: Ebenes Gehen (exemplarisch Trial 1) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-25
-20
-15
-10
-5
0
5
10 Norm-Plot - Knie links/ lateral
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-25
-20
-15
-10
-5
0
5
10 Norm-Plot - Knie rechts/ medial
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35 Norm-Plot - Knöchel links/ lateral
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35 Norm-Plot - Knöchel rechts/ medial
Unterschenkelwinkel in °
-30
-20
-10
0
10
20
30
40
Oberschenkelwinkel in °
-30
-20
-10
0
10
20
30
40
Abb. A.122: Ebenes Gehen normiert (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-25
-20
-15
-10
-5
0
5
10
~Standphase/ Dorsalanschlag 0° ~Schwungphase
Norm-Plot - Knie links/ lateral
Oberschenkelwinkel in °
-30
-20
-10
0
10
20
30
40
APdistal APproximal MLdistal MLproximal Torsion Oberschenkelwinkel
linke Variante - 17LK3=L16
Ebenes Gehen
Dorsalanschlag 0°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage GZ: 21
(Wechsel-)Biegemomente
(ohne Quersprech-Korrektur)
Mittlere Spannweite ± 1 :
MAPproximal
= (1.8-(-11)) Nm = (12.8 ± 1.1) Nm
MAPdistal
= (4.5-(-14.1)) Nm = (18.6 ± 1.7) Nm
MMLproximal
= (1.7-(-0.8)) Nm = (2.4 ± 0.4) Nm
MMLdistal
= (3.7-(-1.4)) Nm = (5.1 ± 0.5) Nm
MTorsion = (1.2-(-1.2)) Nm = (2.3 ± 0.4) Nm
Maximale Spannweite:
Mmax,APproximal
= (3.3-(-12.8)) Nm >= (14.8 ± 7.5) Nm
Mmax,APdistal
= (6.9-(-16.7)) Nm >= (21.7 ± 2.5) Nm
Mmax,MLproximal
= (2.3-(-1.4)) Nm >= (3.3 ± 3.5) Nm
Mmax,MLdistal
= (4.3-(-1.8)) Nm >= (5.7 ± 0.5) Nm
Mmax,Torsion = (1.4-(-2.3)) Nm >= (3.4 ± 0.5) Nm
mittlerer Oberschenkelwinkel
OS = (29 ± 3)°
Abb. A.123: Ebenes Gehen normiert Knie links (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
192
Anhang
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35
~Standphase/ Dorsalanschlag 0° ~Schwungphase
Norm-Plot - Knöchel links/ lateral
Unterschenkelwinkel in °
-30
-20
-10
0
10
20
30
40
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment Torsionsmoment Unterschenkelwinkel
linke Variante - 17LA3=16
Ebenes Gehen
Dorsalanschlag 0°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage GZ: 21
(Wechsel-)Biegemomente
(ohne Quersprech-Korrektur)
Mittlere Spannweite ± 1 :
MAnterior = (17.2 ± 3.4) Nm
MML = (0.7-(-1.7)) Nm = (2.4 ± 0.4) Nm
MTorsion = (1.3-(-1.3)) Nm = (2.6 ± 0.7) Nm
Maximale Spannweite:
Mmax,Anterior = (23.3 ± 3) Nm
Mmax,ML = (1.4-(-2.4)) Nm >= (3.3 ± 2) Nm
Mmax,Torsion = (2.2-(-2.5)) Nm >= (3.8 ± 1) Nm
mittlerer Unterschenkelwinkel
US = (32 ± 2)°
Raum-Zeit-Parameter
Wegstrecke: 5 m
MW Gang-Geschwindigkeit:
(0.62 ± 0.04) m/s
MW Doppelschrittfrequenz:
(0.7 ± 0.02) Hz
(42.1 ± 1.3) min-1
MW Doppelschrittlänge:
(0.88 ± 0.07) m
Abb. A.124: Ebenes Gehen normiert Knöchel links (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-25
-20
-15
-10
-5
0
5
10
~Standphase/ Dorsalanschlag 0° ~Schwungphase
Norm-Plot - Knie rechts/ medial
APdistal APproximal MLdistal Torsion
rechts Variante - 17LK3=R16
Ebenes Gehen
Dorsalanschlag 0°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage GZ: 21
(Wechsel-)Biegemomente
(ohne Quersprech-Korrektur)
Mittlere Spannweite ± 1 :
MAPproximal
= (3-(-14.3)) Nm = (17.3 ± 1.5) Nm
MAPdistal
= (3.7-(-18)) Nm = (21.7 ± 1.8) Nm
MMLproximal
= "ausgefallen"
MMLdistal
= (0.6-(-1.8)) Nm = (2.4 ± 0.2) Nm
MTorsion = (0.9-(-1.6)) Nm = (2.5 ± 0.3) Nm
Maximale Spannweite:
Mmax,APproximal
= (5-(-16.3)) Nm >= (19.6 ± 7.5) Nm
Mmax,APdistal
= (7.2-(-20.2)) Nm >= (24.7 ± 2.5) Nm
Mmax,MLproximal
= "ausgefallen"
Mmax,MLdistal
= (0.8-(-2)) Nm >= (2.7 ± 0.5) Nm
Mmax,Torsion = (1.5-(-2.3)) Nm >= (3.2 ± 0.5) Nm
Raum-Zeit-Parameter (siehe Knöchel)
Abb. A.125: Ebenes Gehen normiert Knie rechts (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35
~Standphase/ Dorsalanschlag 0° ~Schwungphase
Norm-Plot - Knöchel rechts/medial
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment
rechte Variante - 17LA3=16
Ebenes Gehen
Dorsalanschlag 0°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage GZ: 21
(Wechsel-)Biegemomente
(ohne Quersprech-Korrektur)
Mittlere Spannweite ± 1 :
MAnterior = (22.8 ± 5) Nm
MML = (0.1-(-3.1)) Nm = (3.2 ± 0.3) Nm
MTorsion = "ausgefallen"
Maximale Spannweite:
Mmax,Anterior = (34.7 ± 3) Nm
Mmax,ML = (0.2-(-3.8)) Nm >= (3.9 ± 2) Nm
Mmax,Torsion = "ausgefallen"
Raum-Zeit-Parameter
Wegstrecke: 5 m
MW Gang-Geschwindigkeit:
(0.62 ± 0.04) m/s
MW Doppelschrittfrequenz:
(0.7 ± 0.02) Hz
(42.1 ± 1.3) min-1
MW Doppelschrittlänge:
(0.88 ± 0.07) m
Stand-/Schwungphase ± 1 : (67.8 / 32.2 ± 2.6) %
Abb. A.126: Ebenes Gehen normiert Knöchel rechts (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
193
Anhang
A.21.3 PoC-KAFO Rampe bilateral gesperrt
Anm: Die Legenden der Abb.A.129ff. sind für die Abb.A.127 und Abb.A.128 ebenfalls gültig.
Zeit t in s
0123456789
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
1
2345
Knie - Links/ Lateral
Zeit t in s
0123456789
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15 Knie - Rechts/ Medial
Zeit t in s
0123456789
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35
40
45 Knöchel - Links/ Lateral
Zeit t in s
0123456789
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35
40
45 Knöchel - Rechts/ Medial
Abb. A.127: Rampe (exemplarisch Trial 1) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15 Norm-Plot - Knie links/ lateral
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15 Norm-Plot - Knie rechts/ medial
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35
40
45 Norm-Plot - Knöchel links/ lateral
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35
40
45 Norm-Plot - Knöchel rechts/ medial
Unterschenkelwinkel in °
-30
-20
-10
0
10
20
30
40
Oberschenkelwinkel in °
-30
-20
-10
0
10
20
30
40
Abb. A.128: Rampe normiert (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
~Standphase/ Dorsalanschlag 0° ~Schwungphase
Norm-Plot - Knie links/ lateral
Oberschenkelwinkel in °
-30
-20
-10
0
10
20
30
40
APdistal APproximal MLdistal MLproximal Torsion Oberschenkelwinkel
linke Variante - 17LK3=L16
Rampe
Dorsalanschlag 0°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage GZ: 15
(Wechsel-)Biegemomente
(ohne Quersprech-Korrektur)
Mittlere Spannweite ± 1 :
MAPproximal
= (3.6-(-8.5)) Nm = (12.1 ± 0.6) Nm
MAPdistal
= (8-(-11.2)) Nm = (19.2 ± 1.5) Nm
MMLproximal
= (1-(-2.3)) Nm = (3.3 ± 0.4) Nm
MMLdistal
= (2.7-(-2.7)) Nm = (5.4 ± 0.5) Nm
MTorsion = (0.07-(-2.4)) Nm = (2.5 ± 0.3) Nm
Maximale Spannweite:
Mmax,APproximal
= (4.3-(-9.3)) Nm >= (13.1 ± 7.5) Nm
Mmax,APdistal
= (9.4-(-12.4)) Nm >= (21.3 ± 2.5) Nm
Mmax,MLproximal
= (1.2-(-2.7)) Nm >= (3.9 ± 3.5) Nm
Mmax,MLdistal
= (3.3-(-3.3)) Nm >= (6.2 ± 0.5) Nm
Mmax,Torsion = (0.6-(-3.1)) Nm >= (3.1 ± 0.5) Nm
mittlerer Oberschenkelwinkel
OS = (29 ± 2)°
Abb. A.129: Rampe normiert Knie links (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
194
Anhang
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35
40
45
~Standphase/ Dorsalanschlag 0° ~Schwungphase
Norm-Plot - Knöchel links/ lateral
Unterschenkelwinkel in °
-30
-20
-10
0
10
20
30
40
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment Unterschenkelwinkel
linke Variante - 17LA3=16
Rampe
Dorsalanschlag 0°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage GZ: 15
(Wechsel-)Biegemomente
(ohne Quersprech-Korrektur)
Mittlere Spannweite ± 1 :
MAnterior = (31.2 ± 2.9) Nm
MML = (0.4-(-0.7)) Nm = (1.2 ± 0.4) Nm
MTorsion = "ausgefallen"
Maximale Spannweite:
Mmax,Anterior = (36.1 ± 3) Nm
Mmax,ML = (1.9-(-1.2)) Nm >= (2.4 ± 2) Nm
Mmax,Torsion = "ausgefallen"
mittlerer Unterschenkelwinkel
US = (32 ± 2)°
Raum-Zeit-Parameter
Wegstrecke: 3.5 m
MW Gang-Geschwindigkeit:
(0.53 ± 0.06) m/s
MW Doppelschrittfrequenz:
(0.64 ± 0.03) Hz
(38.2 ± 1.5) min-1
MW Doppelschrittlänge:
(0.83 ± 0.09) m
Abb. A.130: Rampe normiert Knöchel links (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-20
-15
-10
-5
0
5
10
15
~Standphase/ Dorsalanschlag 0° ~Schwungphase
Norm-Plot - Knie rechts/ medial
APdistal APproximal MLdistal Torsion
rechts Variante - 17LK3=R16
Rampe
Dorsalanschlag 0°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage GZ: 15
(Wechsel-)Biegemomente
(ohne Quersprech-Korrektur)
Mittlere Spannweite ± 1 :
MAPproximal
= (6.3-(-8.6)) Nm = (15 ± 1.3) Nm
MAPdistal
= (7.9-(-13.5)) Nm = (21.4 ± 2.1) Nm
MMLproximal
= "ausgefallen"
MMLdistal
= (0.8-(-1.9)) Nm = (2.7 ± 0.2) Nm
MTorsion = (-0.5-(-2.5)) Nm = (2 ± 0.5) Nm
Maximale Spannweite:
Mmax,APproximal
= (7.4-(-10.4)) Nm >= (17.1 ± 7.5) Nm
Mmax,APdistal
= (10.3-(-15.6)) Nm >= (25.1 ± 2.5) Nm
Mmax,MLproximal
= "ausgefallen"
Mmax,MLdistal
= (1.1-(-2.2)) Nm >= (3 ± 0.5) Nm
Mmax,Torsion = (-0.2-(-3.6)) Nm >= (3.1 ± 0.5) Nm
Raum-Zeit-Parameter (siehe Knöchel)
Abb. A.131: Rampe normiert Knie rechts (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
Gangzyklus normiert
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-5
0
5
10
15
20
25
30
35
40
45
~Standphase/ Dorsalanschlag 0° ~Schwungphase
Norm-Plot - Knöchel rechts/medial
Anteriormoment Medial-/Lateralmoment
rechte Variante - 17LA3=16
Rampe
Dorsalanschlag 0°
Anzahl an Trials: 5
Bewertungsgrundlage GZ: 15
(Wechsel-)Biegemomente
(ohne Quersprech-Korrektur)
Mittlere Spannweite ± 1 :
MAnterior = (37 ± 5.8) Nm
MML = (0.4-(-3.4)) Nm = (3.8 ± 0.3) Nm
MTorsion = "ausgefallen"
Maximale Spannweite:
Mmax,Anterior = (45.7 ± 3) Nm
Mmax,ML = (0.7-(-4)) Nm >= (4.4 ± 2) Nm
Mmax,Torsion = "ausgefallen"
Raum-Zeit-Parameter
Wegstrecke: 3.5 m
MW Gang-Geschwindigkeit:
(0.53 ± 0.06) m/s
MW Doppelschrittfrequenz:
(0.64 ± 0.03) Hz
(38.2 ± 1.5) min-1
MW Doppelschrittlänge:
(0.83 ± 0.09) m
Stand-/Schwungphase ± 1 : (73.4 / 26.6 ± 3.1) %
Abb. A.132: Rampe normiert Knöchel rechts (5 Trials) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
195
Anhang
A.21.4 PoC-KAFO Treppe bilateral gesperrt
Zeit t in s
0123456789
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-40
-30
-20
-10
0
10
APdistal APproximal MLdistal MLproximal Torsion
linke Variante - 17LK3=L16
Treppe
(Wechsel-)Biegemomente
(ohne Quersprech-Korrektur)
Maximaler Signalhub (Peaks):
Mmax,APproximal
= (1.3-(-27.2)) Nm = (28.5 ± 7.5) Nm
Mmax,APdistal
= (0.1-(-33.1)) Nm = (33.2 ± 2.5) Nm
Mmax,MLproximal
= (6.9-(-0.2)) Nm = (7.1 ± 3.5) Nm
Mmax,MLdistal
= (7.2-(-0.5)) Nm = (7.8 ± 0.5) Nm
Mmax,Torsion = (6.1-(-0.4)) Nm = (6.6 ± 0.5) Nm
Trial:
Messung4-Treppe1.txt
Abb. A.133: Treppe linkes Knie-iOG (exemplarisch Trial 1) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
Zeit t in s
0123456789
Orthesen-Gelenkmoment M in Nm
-40
-30
-20
-10
0
10
APdistal APproximal MLdistal Torsion
rechte Variante - 17LK3=R16
Treppe
(Wechsel-)Biegemomente
(ohne Quersprech-Korrektur)
Maximaler Signalhub (Peaks):
Mmax,APproximal
= (2.5-(-30.7)) Nm = (33.2 ± 7.5) Nm
Mmax,APdistal
= (1.3-(-41.8)) Nm = (43.1 ± 2.5) Nm
Mmax,MLproximal
= "ausgefallen"
Mmax,MLdistal
= (0.4-(-2.6)) Nm = (2.9 ± 0.5) Nm
Mmax,Torsion = (2.8-(-2.7)) Nm = (5.6 ± 0.5) Nm
Trial:
Messung4-Treppe1.txt
Abb. A.134: Treppe rechtes Knie-iOG (exemplarisch Trial 1) - KAFO bilateral gesperrt 0° DA
196
Anhang
A.22 Messungen an ICP-Patienten (AFO-Versorgung)
A.22.1 Fehlerabschätzung - externes Gelenkmoment der instrumentellen Ganganalyse
Die Messunsicherheiten der klinischen Ganganalyse sind nicht gering und können deshalb nicht
ignoriert werden ([64, S.368]).
Die externen Gelenkmomente der instrumentellen Ganganalyse sind fehlerbehaftet, durch:
• Die Unsicherheiten der Hebellängen und der Gelenkwinkel.
Folgende Anteile tragen zu der Messunsicherheit bei:
–Die Messungenauigkeit der Markerpositionen im Raum durch das optische Messsystem
wird zu 1 mm bestimmt. Dieser Wert basiert auf der Kalibrierung des Messsystems.
–Die Weichteilverformungen des Menschen tragen mit ca. 1 cm zur Messunsicherheit der
Markerplatzierung bei. Dieser Wert lässt sich nicht eindeutig in der Literatur belegen
wird aber konkret benannt ([99, S.34]).
–Die Winkelerfassung der Dorsal- und Plantarflexion in der Sagittalebene ist mit der op-
tischen Ganganalyse verhältnismäßig genau möglich ([64, S.364]). Die Messunsicherheit
des Winkels wird von McGinley et al. und Schwartz et al. mit 1,5 bis 2◦angegeben
([64, S.366], [79, S.201]).
–Die Präzision der Markerplatzierung durch den Bediener (ist der größte Einflussfaktor
nach McGinley et al.; [64, S.368],[99, S.34]). Das Berechnungsmodell und die Definition
der Drehzentren (Plug-in Gait Modell) basierend auf Davis (1991) und Kadaba (1990)
sowie deren Lagebestimmung ([99, S.34], [50], [15]). Diese Anteile werden von den zuvor
angegebenen Messunsicherheiten mit erfasst.
–Die Orthese und deren Abbildung im Berechnungsmodell trägt entscheidend zur Messun-
sicherheit bei. Marker, die auf der Orthese platziert sind, müssen im Berechnungsmodell
mit einem Offset versehen werden um auf die Gelenkposition schließen zu können. Ein
weiterer Aspekt ist, dass die Position des Beines in der Orthese nicht immer genau
definiert ist.
• Die Messunsicherheit der Bodenreaktionkraft der Kraftmessplatten (Modell BP400600-2K-
Q2412, AMTI, Watertown, USA) wird mit 1 % in Bezug auf das technische Datenblatt abge-
schätzt.
Fehlerabschätzung des externen Gelenkmoments am Knöchel
Heitzmann et al. geben in einer ähnlichen Untersuchung für das externe Kniemoment von Unter-
schenkelamputierte eine Messunsicherheit des Gelenkmoments von ca. 6 % an ([40, S.199]).
In diesem Fall führen der kurze „Hebel“ des Vorfußes (Ballen bis Sprunggelenkdrehpunkt), die
„hohe“ Bodenreaktionskraft, der „spitze“ Winkel und deren Messunsicherheiten zu einem mögli-
chen Messfehler des externen Knöchelgelenkmoments von bis zu 9 % (vgl. Abb.A.135).
197
Anhang
Beispielrechnung:
Es wird ein maximales externes Knöchelgelenkmoment über inverse Dynamik von ca. 48Nm in der
instrumentellen Ganganalyse berechnet.
M=F·r·sin(α)
mit F= 344 N -> Bodenreaktionskraft projiziert auf die Sagittalebene
r=15,2 cm -> Vorfußhebel
α≈68◦-> Winkel zwischen Kraftvektor und Hebel
M= 344 N·0,152 m·sin(68◦)≈48 Nm
Die lineare Fehlerfortpflanzung nach F.3.9 ergibt sich zu:
U(M)= |0,152 m·sin(68◦)|·3,4N+
|344 N·sin(68◦)|·0,01 m+
|344 N·0,152 m·cos(68◦)|·0,03
=4,3Nm
U(M)
M=4,3Nm
48 Nm ≈9%
Abb. A.135: Abschätzung der Messunsicherheit der instrumentellen Ganganalyse
198
Anhang
A.22.2 Versuchsdurchgang 1
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Sagittalmoment in Nm/kg
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1.0
APGA_Right APiOG_Right APGA_Left APiOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Sagittalmomente
Mmax,GAright
= (1.00 ± 0.09) Nm/kg
Mmax,iOGright
= (0.99 ± 0.06) Nm/kg
Mmax,right = 0.01 Nm/kg
Mmax,GAleft
= (0.89 ± 0.08) Nm/kg
Mmax,iOGleft
= (0.46 ± 0.06) Nm/kg
Mmax,left = 0.43 Nm/kg
Trial: Trial_z56
Abb. A.136: Trial 1 - Externe und iOG-Momente normiert (Sagittalebene)
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Frontalmoment in Nm/kg
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5
0.6
MLGA_Right MLiOG_Right MLGA_Left MLiOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Frontalmomente
Mmax,GAright
= (0.45 ± 0.04) Nm/kg
Mmax,iOGright
= (0.16 ± 0.04) Nm/kg
Mmax,right = 0.29 Nm/kg
Mmax,GAleft
= (0.36 ± 0.03) Nm/kg
Mmax,iOGleft
= (0.08 ± 0.04) Nm/kg
Mmax,left = 0.28 Nm/kg
Trial: Trial_z56
Abb. A.137: Trial 1 - Externe und iOG-Momente normiert (Frontalebene)
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Transversalmoment in Nm/kg
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
TorsionGA_Right TorsioniOG_Right TorsionGA_Left TorsioniOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Transversalmomente
Mmax,GAright
= (0.17 ± 0.02) Nm/kg
Mmax,iOGright
= k.A.
Mmax,right = k.A.
Mmax,GAleft
= (0.18 ± 0.02) Nm/kg
Mmax,iOGleft
= (0.03 ± 0.02) Nm/kg
Mmax,left = 0.15 Nm/kg
Trial: Trial_z56
Abb. A.138: Trial 1 - Externe und iOG-Momente normiert (Transversalebene)
199
Anhang
A.22.3 Versuchsdurchgang 2
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Sagittalmoment in Nm
-20
-10
0
10
20
30
40
50
APGA_Right APiOG_Right APGA_Left APiOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Sagittalmomente
Mmax,GAright
= (47 ± 4) Nm
Mmax,iOGright
= (44 ± 3) Nm
Mmax,right = 3 Nm
Mmax,GAleft
= (43 ± 4) Nm
Mmax,iOGleft
= (21 ± 3) Nm
Mmax,left = 22 Nm
Trial: Trial_z58
Abb. A.139: Trial 2 - Externe Momente und iOG-Momente (Sagittalebene)
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Frontalmoment in Nm
-10
-5
0
5
10
15
20
25
MLGA_Right MLiOG_Right MLGA_Left MLiOG_Left APiOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Frontalmomente
Mmax,GAright
= (22 ± 2) Nm
Mmax,iOGright
= (11 ± 2) Nm
Mmax,right = 11 Nm
Mmax,GAleft
= (17 ± 2) Nm
Mmax,iOGleft
= (5 ± 2) Nm
Mmax,left = 12 Nm
Trial: Trial_z58
Abb. A.140: Trial 2 - Externe Momente und iOG-Momente (Frontalebene)
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Transversalmoment in Nm
-10
-5
0
5
10
15
TorsionGA_Right TorsioniOG_Right TorsionGA_Left TorsioniOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Transversalmomente
Mmax,GAright
= (10.2 ± 0.9) Nm
Mmax,iOGright
= k.A.
Mmax,right = k.A.
Mmax,GAleft
= (4.9 ± 0.4) Nm
Mmax,iOGleft
= (1.4 ± 1) Nm
Mmax,left = 3.5 Nm
Trial: Trial_z58
Abb. A.141: Trial 2 - Externe Momente und iOG-Momente (Transversalebene)
200
Anhang
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Sagittalmoment in Nm/kg
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1.0
APGA_Right APiOG_Right APGA_Left APiOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Sagittalmomente
Mmax,GAright
= (0.99 ± 0.09) Nm/kg
Mmax,iOGright
= (0.94 ± 0.06) Nm/kg
Mmax,right = 0.06 Nm/kg
Mmax,GAleft
= (0.91 ± 0.08) Nm/kg
Mmax,iOGleft
= (0.44 ± 0.06) Nm/kg
Mmax,left = 0.47 Nm/kg
Trial: Trial_z58
Abb. A.142: Trial 2 - Externe und iOG-Momente normiert (Sagittalebene)
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Frontalmoment in Nm/kg
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5
0.6
MLGA_Right MLiOG_Right MLGA_Left MLiOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Frontalmomente
Mmax,GAright
= (0.47 ± 0.04) Nm/kg
Mmax,iOGright
= (0.23 ± 0.04) Nm/kg
Mmax,right = 0.24 Nm/kg
Mmax,GAleft
= (0.36 ± 0.03) Nm/kg
Mmax,iOGleft
= 0.10 ± 0.04) Nm/kg
Mmax,left = 0.26 Nm/kg
Trial: Trial_z58
Abb. A.143: Trial 2 - Externe und iOG-Momente normiert (Frontalebene)
Zeit in s
0 0.5 1.0 1.5 2.0
Transversalmoment in Nm/kg
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
TorsionGA_Right TorsioniOG_Right TorsionGA_Left TorsioniOG_Left
17LA3=16
beidseitig monolateral DA L+R 10°
Spitzenbelastungen
-Transversalmomente
Mmax,GAright
= (0.21 ± 0.02) Nm/kg
Mmax,iOGright
= k.A.
Mmax,right = k.A.
Mmax,GAleft
= (0.10 ± 0.01) Nm/kg
Mmax,iOGleft
= (0.03 ± 0.02) Nm/kg
Mmax,left = 0.07 Nm/kg
Trial: Trial_z58
Abb. A.144: Trial 2 - Externe und iOG-Momente normiert (Transversalebene)
201
Anhang
Erklärung zur Urheberschaft
“Hiermit versichere ich, dass ich die vorliegende Arbeit selbstständig und unter Benutzung keiner
anderen Quellen als der genannten verfasst habe. Alle aus solchen Quellen wörtlich oder sinngemäß
übernommenen Passagen habe ich im Einzelnen unter genauer Angabe des Fundortes gekennzeich-
net.“
Datum, Unterschrift
203
