Dynamic Vacuum System

Sonderdruck aus: ORTHOPÄDIE TECHNIK 8/15, Verlag Orthopädie-Technik, Dortmund
A. Müller, M. Lang
Dynamic Vacuum System
Aktives Unterdrucksystem der neuesten Generation
Active Vacuum System of the Latest Generation
646D1078=DE
Schaft
A. Müller, M. Lang
Dynamic Vacuum System
Aktives Unterdrucksystem der neuesten Generation
Active Vacuum System of the Latest Generation
Der Schaft bzw. das Schaftsystem spielt
bei einer prothetischen Versorgung eine
elementare Rolle. Dabei zeichnet sich
ein deutlicher Trend zu Unterdrucksystemen ab. Unterdrucksysteme werden
in verfügbaren Veröffentlichungen als
besonders vorteilhaft beschrieben, im
Besonderen aktive Unterdrucksysteme.
Speziell die höhere Bodenwahrnehmung
und die verringerte Hubbewegung
sorgen dabei für eine höhere Sicherheit
und gleichzeitig höhere Akzeptanz der
Prothese durch den Anwender. In diesem Artikel wird ein neuartiges aktives
Unterdrucksystem, das Dynamic Vacuum System, in seiner Funktionsweise
vorgestellt. Erste Testergebnisse zeigen
einen deutlich reduzierten Hub bei der
Verwendung dieses Systems.
Schlüsselwörter: aktives Unterdrucksystem, dynamischer Unterdruck, DVS,
Schaftsystem, Unterschenkel,
einfache Schaftherstellung
The socket and/or socket system play a
fundamental role in a prosthetic fitting.
Within socket technologies, there is
evidence of a clear trend towards using
vacuum systems. Vacuum systems, and
active vacuum systems in particular, are
cited as particularly advantageous in
the available publications. Specifically,
Abb. 1 Komponenten des DVS.
2
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the enhanced ground perception
and reduced pistoning they provide
offer a higher degree of safety as well
as increased prosthesis acceptance
on the part of the user. This article
introduces the functionality of an
innovative active vacuum system, the
Dynamic Vacuum System. Initial test
results show a significantly reduced
stroke when using this system.
Key words:
active vacuum system, dynamic vacuum, DVS, socket system, lower leg,
easy socket fabrication
Einleitung
Grundvoraussetzung für eine gute
prothetische Versorgung ist eine
komfortable und sichere Anbindung
vom Stumpf zur Prothese. Eine ungenaue Anpassung des Prothesenschaftes kann zu unsicherer Prothesenführung, schlechtem Gangbild,
Schmerzen und Hautirritationen im
Tragebereich des Schafts führen [1,
2, 3, 4]. Der sichere und feste Halt
der Prothese ist einer der wichtigsten
Faktoren für prothetisch versorgte
Menschen [5] und führt zu einer erhöhten räumlichen Wahrnehmung
(Propriozeption) und dadurch zu einer verbesserten Prothesensteuerung
[5, 6]. Verschiedene Haftungssysteme
ermöglichen hierbei je nach Aktivitätsgrad und Anforderungen eine sichere und gute Anbindung des Schaftes an den Stumpf.
Zur leichteren Abgrenzung werden
im weiteren Verlauf Systeme mit permanent anliegendem Unterdruck in
Stand- und Schwungphase als „aktive Systeme“ (z. B. Harmony) bezeichnet. Systeme, bei denen nur in der
Schwungphase Unterdruck anliegt,
werden als „passive Systeme“ (z. B.
Saugschaft) bezeichnet.
Seit der Einführung des HarmonySystems von Ottobock zeigte sich, dass
neben der guten Anbindung aktiver
Systeme eine positive Auswirkung auf
Volumenschwankungen des Stumpfes erkennbar ist [7, 8]. Volumenmanagement spielt bei der Versorgung mit
einer Prothese eine wichtige Rolle, da
der Stumpf während eines Tages an
Volumen verliert und somit die Haftung der Prothese abnimmt. Vorteilhaft für eine erhöhte Haftung im Prothesenschaft wirkt sich Unterdruck
aus, da durch diesen der Rückfluss
der interstitiellen Körperflüssigkeit
ins Blut und in die Lymphgefäße aus
Abb. 2 DVS mit beweglichem Kolben. Der Begrenzungsring verhindert ein Herausziehen.
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Funktionsprinzip
Abb. 3 Querschnitt DVS.
dem Stumpf verringert wird [6]. In einer Studie von Board et al. (2001) zeigte sich, dass bei einer 30-minütigen
Gangdauer mit einem aktiven System
eine Zunahme des Volumens um 3,7 %
erreicht werden konnte; ohne aktives
System kam es im selben Zeitraum zu
einer Verringerung um 6,5 % [8].
Die Verwendung aktiver Systeme
zeigte ebenfalls, dass die Hubbewegung, also die Relativbewegung von
Stumpf/Liner zum Schaft, reduziert
werden kann. In der bereits erwähnten Studie zeigten Board et al. (2001),
dass durch die verbesserte Haftung
die Hubbewegungen zwischen Schaft
und Liner (4 mm) und der Tibia
(7 mm) reduziert werden konnten [8].
Eine vergleichende Messung zwischen aktiven und passiven Systemen mit fünf Probanden von Balogh
(2008) bestätigt, dass mit dem aktiven
System eine geringere Hubbewegung
stattfindet [9].
Ein neu entwickeltes aktives System
von Ottobock, das sogenannte DVS
(Dynamic Vacuum System), nutzt vorhandene Relativbewegungen im Prothesenschaft, um einen aktiven Unterdruck zwischen Schaft und Stumpf
zu erzeugen. Der resultierende Unterdruck liegt allerdings auf einem geringeren Niveau als der der HarmonySysteme. Der Einbau des Systems ist
einfach und erfordert keine Zertifizierung des Orthopädie-Technikers für
spezielle Schaftbauarten.
Dieser Artikel untersucht den Effekt des DVS auf die Haftung und
speziell den Einfluss auf Hubbewegungen. Die Auswirkungen auf das
Volumenmanagement und Hautirritationen werden hierbei nicht betrachtet, da zwar ein kontinuierlicher Unterdruck erzeugt wird, aber
im Vergleich zu Harmony-Systemen
mit geringerer Intensität.
Das Funktionsprinzip des DVS basiert
auf dem einer pneumatischen Kolbenpumpe. Hierfür wird der am Stumpf
befindliche Liner mit dem Kolben des
DVS gekoppelt. Die Kraftkopplung erfolgt mit Hilfe eines speziellen Lineranschlusses über vier auf der Oberseite des Kolbens eingebrachte Magnete.
Solange eine Relativbewegung zwischen Stumpf und Schaft vorhanden
ist, resultiert durch diese Kraftkopplung eine Hubbewegung des Kolbens
im Zylinderkörper. Der Kolben (Abb. 1,
Mitte) trägt ein Einwegventil, läuft in
einem Zylinderkörper mit einem weiteren Einwegventil (links) und wird
mit einem Begrenzungsring in diesem
gehalten (rechts).
Das zusammengesetzte DVS ist in
Abbildung 2 dargestellt. Der Kolben
ist mittels eines gleitfähigen Dichtrings beweglich in den Zylinderkörper eingebracht. Der Begrenzungsring
verhindert ein Herausziehen des Kolbens aus dem Zylinderkörper.
Die in Abbildung 2 dargestellte Einheit wird mit den im Lieferumfang enthaltenen Dummys am distalen Ende
des Prothesenschaftes einlaminiert.
Somit wird die Kraft zur Bewegung
des Kolbens direkt aus der stetigen
Fortbewegung des Prothesenträgers
erzeugt. Da der Kolben mittels eines
Dichtringes in den Zylinderkörper
eingebracht ist, führt dies je nach Bewegungsrichtung des Kolbens zum
Öffnen bzw. Schließen des im Kolben befindlichen Ventils. Ein zweites in den Zylinderkörper eingebrachtes strömungstechnisch gleichgerichtetes Ventil funktioniert nach dem
Prinzip einer pneumatischen Kolbenpumpe, vgl. Abbildung 3. Nach dem
Einsteigen in den Prothesenschaft
und der magnetischen Kopplung
zwischen Liner und Kolben (Abb. 4,
links) wird die im Zylinderraum eingeschlossene Luft durch die Belastung
mit dem Körpergewicht und die daraus resultierende Bewegung des Kolbens in distaler Richtung durch das
Ventilsystem aus dem Zylinderraum
ausgestoßen. Die Einbaurichtung der
Ventile sorgt dafür, dass keine Luft in
den Schaftraum zurückströmen kann
(siehe Abb. 4, Mitte und rechts).
In der Schwungphase führt die
Zentrifugalkraft zu einer Zugkraft,
welche auf die Prothese wirkt. Daraus resultierend kommt es zu einer
Relativbewegung zwischen Stumpf
und Schaft. Durch die Kraftkopplung zwischen Liner und Kolben wird
der Kolben aus der vollständig eingetauchten Position nach proximal bewegt. Durch den entstehenden Un-
Abb. 4 Einsteigen in den Prothesenschaft.
Abb. 5 Funktionsweise in Schwung- und Standphase.
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Darüber hinaus ist der Zylinderraum
mit Filterelementen isoliert, um das
Eindringen von Schmutz und Staubpartikeln zu verhindern. Da das System mit einem Gewicht von 210 g sehr
leicht ist und die Aufbauhöhe von
37 mm sehr gering ausfällt, sind vielfältige Einsatzmöglichkeiten und
Kombinationen in der prothetischen
Versorgung möglich.
Methode
Abb. 6 Messaufbau für
Funktionserprobung.
terdruck im Zylinderraum wird die
Luft aus dem Prothesenschaft in den
Zylinderraum gesaugt (Abb. 5, links
und Mitte). Der in den Kolben eingebrachte Strömungskanal zwischen
Schaftraum und Zylinderraum ist
in den Schnittansichten nicht dargestellt. Abbildung 5 zeigt den Einlass des Strömungskanals, welcher
zudem den Zylinderraum mit einem
Filterelement gegen das Eindringen
von Schmutzpartikeln isoliert. Bei einer erneuten Belastung der Prothese
mit dem Körpergewicht durch den
folgenden Bodenkontakt wird die in
den Zylinderraum gesaugte Luft erneut aus diesem ausgestoßen (siehe
Abb. 5, rechts).
Nach wenigen Schritten wird somit
ein aktiver Unterdruck im Prothesenschaft erzeugt und die Relativbewegung zwischen Liner und Schaft auf
ein Minimum reduziert. Der so entstehende Unterdruck liegt bei bis zu
250 mbar und stellt den festen Sitz der
Prothese sicher. Die Relativbewegung
zwischen Stumpf und Schaft variiert
je nach individueller Belastungssituation, Stumpfbeschaffenheit sowie Gewicht der Prothese. Somit ist das DVS
in der Lage, den Unterdruck an die jeweilige Alltagssituation des Benutzers
anzupassen und für eine optimale Bewegungsminimierung im Prothesenschaft zu sorgen.
Der Orthopädie-Techniker kann
das DVS ohne Zertifizierung oder
Trainings mit allen gängigen Gipsabdrucktechniken wie gewohnt herstellen. Sowohl Vollbelastungs- als auch
zweckmodellierte Schäfte können
per Gipsabdrucktechnik verwendet
werden. Der Aufbau erlaubt es, Einzelteile problemlos auszutauschen.
Sowohl der Kolben als auch das Ventil im Zylinderkörper können durch
den Orthopädie-Techniker bei einem
Defekt selbstständig ersetzt werden.
4
56
Zur Validierung des Funktionsprinzips wird eine experimentelle Untersuchung des DVS an einem Testanwender im Alter von Mitte dreißig
mit transtibialer Amputation durchgeführt. Das Körpergewicht des Anwenders beträgt zum Testzeitpunkt
ca. 70 kg. Der Testanwender kann einem Mobilitätsgrad von 4 zugeordnet
werden, das Prothesengewicht beträgt
2 kg. Der Zustand des Stumpfes wird
als sehr gut bewertet. Weitere körperliche Beeinträchtigungen bzw. Erkrankungen sind nicht bekannt.
Zur Durchführung der Messung
ist der Prothesenschaft mit verschiedenen Sensoren ausgestattet. Die Eintauchtiefe des Kolbens im Zylinderkörper wird mit einem Hall-Sensor
gemessen. Der Kolben ist mit einem
Stabmagneten ausgestattet, der HallSensor wird in die Wandung des Zylinderkörpers eingebracht. Des Weiteren
wird der Schaftinnendruck mit Hilfe eines Membran-Differentialdrucksensors erfasst, welcher auf der Außenseite des Schaftes appliziert wird.
Die Erfassung der Zentrifugalkraft erfolgt mit einem digitalen Kraftmesssystem, welches unterhalb des DVS
angebracht ist. Messwertaufnahme
und Speicherung der Messdaten werden über ein mobiles mikroprozessorgesteuertes
Datenerfassungssystem realisiert. Abbildung 6 zeigt den
Messaufbau des DVS.
Verschiedene
Belastungssituationen des Prothesenträgers werden
mit einer Erhöhung des Prothesengewichts in Form von Gewichtsscheiben und unterschiedlichen Ganggeschwindigkeiten simuliert.
Ergebnisse
Sowohl das zusätzliche Gewicht als
auch eine zunehmende Ganggeschwindigkeit führen zu einer messbar höheren Zentrifugalkraft, welche
schließlich zu einer erhöhten Relativbewegung zwischen Liner und Prothesenschaft führt (Abb. 7).
Die in Abbildung 9 und Abbildung
10 dargestellte Relativbewegung zwischen Liner und Schaft wird nach ca.
20 Schritten gemessen. Nach dieser
Schrittzahl stellt sich eine konstante
Relativbewegung zwischen Liner und
Schaft ein (Abb. 8). Der gemessene
Wert stellt somit den sich einstellenden
Endwert der Relativbewegung in der
Prothese dar. Ebenfalls ist Abbildung
8 zu entnehmen, dass der anfängliche
Hub zwischen Schaft und Stumpf ca.
11 mm beträgt. Nach ca. 10 Schritten
ist ein Großteil der Relativbewegung
im Prothesenschaft abgebaut, und der
Unterdruck im Inneren des Schaftes
nimmt annähernd konstante Werte
an. Zu diesem Zeitpunkt beträgt die
Relativbewegung nur noch ca. 1 mm.
Sowohl der sich einstellende Endwert
der Relativbewegung als auch der Unterdruck im Prothesenschaft werden
in der Schwungphase gemessen.
Die Messung der Zentrifugalkraft
erfolgt jeweils in Gewichtsabstufungen von 500 g bis zu einem zusätzlichen Maximalgewicht der Prothese
von 2 kg. Das Gesamtgewicht der Prothese unter Maximalgewicht beträgt
somit insgesamt 4 kg. Die Erhöhung
der Ganggeschwindigkeit von 2 km/h
auf 4 bzw. 6 km/h führt im Vergleich
zu einer Erhöhung des Prothesengewichtes zu einem weniger starken Anstieg der Zentrifugalkraft (Abb. 7).
Sowohl die Erhöhung der Ganggeschwindigkeit als auch die Erhöhung des Prothesengewichtes führen
zu einem erhöhten Unterdruck im
Schaft, welcher aus der Funktionsweise des DVS resultiert. Die magnetische
Kopplung zwischen Liner und Kolben
führt durch die initiierte Zentrifugalkraft und Relativbewegung zu einer
verstärkten Pumpbewegung des Systems. Sowohl bei Erhöhung der Ganggeschwindigkeit als auch bei zusätzlichem Prothesengewicht stellt sich somit nach wenigen Schritten eine konstante Relativbewegung von ungefähr
1 mm ein. Dieser konstante und von
der Belastungssituation unabhängige
Wert resultiert aus der Erhöhung des
Unterdruckes im Schaft. Im Vergleich
dazu kann bei Ventilschäften die Relativbewegung in der Schwungphase bis
zu 11 mm betragen. Somit ist das DVS
in der Lage, die Relativbewegung in der
Schwungphase stark zu reduzieren,
was folglich zu einer verbesserten Haftung zwischen Liner und Schaft führt.
Die Vorteile des DVS liegen somit in einem deutlich sichereren Halt der Prothese, weniger Relativbewegung und
einer verbesserten Propriozeption.
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Abb. 7 Zentrifugalkraft in Abhängigkeit von der Ganggeschwindigkeit und vom zusätzlichen Prothesengewicht.
Abb. 8 Relativbewegung zwischen Liner und Schaft und Unterdruck in Abhängigkeit von der Schrittzahl für Ganggeschwindigkeit 4 km/h ohne zusätzliches Prothesengewicht.
Abb. 9 Ganggeschwindigkeit in Abhängigkeit von der Relativbewegung zwischen Liner und Schaft sowie des in der
Prothese vorhandenen Unterdrucks.
Abb. 10 Zusätzliches Prothesengewicht in Abhängigkeit von der Relativbewegung zwischen Liner und Schaft sowie
des in der Prothese vorhandenen Unterdrucks.
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TECHNIK
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5
Hilfsmittel
Werbemittel
Werbemittel
aktiven
System wie beispielsweise dem
Fazit
überzeugt hat. Auch dem OrthopädieTechniker bietet das DVS deutliche Harmony-System bestätigt werden.
Auswirkungen auf das VolumenmaVorteile. Aufgrund der frei wählbaren
Gipsabdrucktechnik sowie eines ein- nagement oder Hautprobleme wurden
stufigen Herstellungsprozesses lässt in dieser Studie nicht untersucht. Eine
sich das DVS schnell und einfach mit klinische Betrachtung der Versorgungen mit dem DVS zur weiteren Erlander Prothese verbauen.
Die Hubbewegung konnte mit dem gung von Ergebnissen mit Systemen
DVS von 11 mm auf ungefähr 1 mm speziell dieser Art wäre vorteilhaft.
nach wenigen Schritten gesenkt werFür die
Autoren:
den. Eine annähernd geringe HubForschung
& Entwicklung
bewegung wurde auch von Board et Dipl.-Ing. André Müller
al. (2001) bestätigt, die die Hubbe- Otto Bock HealthCare GmbH
Technische
15 Orthopädie
wegungen bei Probanden mit einem Max-Näder-Straße
aktiven System mit konstantem Un- 37115 Duderstadt
Technische
Orthopädie
andre.mueller2@ottobock.de
terdruck von 78 kPa gemessen haben
(A8). Somit kann ein ähnlich guter Effekt des DVS im Vergleich zu einem Begutachteter Beitrag/reviewed paper
Im Rahmen der hier vorgestellten
messtechnischen Untersuchung des
DVS sowie weiterer Anwendererprobungen wurde die Funktion des Dynamic Vacuum System bei unterschiedlichen Belastungssituationen
und Anwendergruppen untersucht.
Statements wie „Es ist sehr leicht und
macht eine gute Performance“, „Das
System hält das Vakuum perfekt“ oder
„Es war damit einfacher in der U-Bahn
während der Rush Hour, es war einfacher, ins Auto einzusteigen, und bot
einen großen Vorteil beim Training“
belegen, dass das Dynamic Vacuum
System die Testpersonen im Alltag
Fachartikel
Sonderd
Qualität
Versorgung
Wissenschaftlicher Beirat
Versorgung
Forschung & Entwic
Studien
Forschung & Entwicklung
Werbemittel
Q
ustrie
Orthopa
Orthopae
Fachwissen
LITERATUR:
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teran lower-limb amputees in the San Francisco Bay
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Industrie
Indust
Leser
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