Model and measurement studies on stages of prosthetic gait.   

  ProstheticLimb.info


 


Samenvatting

Introductie - Voor het proefschrift ’Model and measurement studies on stages of prosthetic gait’ hebben we vier specifieke stadia van het lopen met een bovenbeenprothese onderzocht. Biomechanische analyses hebben inzicht gegeven in de principes van het starten met lopen, het gewicht plaatsen op het prothesebeen, het naar voren bewegen van het prothesebeen en het stoppen met lopen. Verschillende twee-dimensionale invers en voorwaarts dynamische wiskundige modellen, in combinatie met bewegingsdata, maakten het mogelijk om fenomenen uit de dagelijkse situatie te analyseren in een conceptuele wereld. De uitkomsten van de modellen zijn gebruikt om voorspellingen te doen over de keuzes die prothesedragers maken tijdens het lopen. Naast de uitkomsten van deze modellen zijn voor de verschillende studies ook kinetische en kinematische data van proefpersonen met en zonder transfemorale amputie geanalyseerd. Deze laatste groep maakte gebruik van een prothesebeen dat onder hun knie werd bevestigd. De data zijn gebruikt voor het onderzoeken van de loopbewegingen met het prothesebeen, alsook voor het valideren van onze modellen. In het proefschrift is iedere onderzochte fase in een eigen hoofdstuk beschreven.

Starten met lopen - Tijdens het starten met lopen gebruiken prothesedragers zowel het gezonde been als met het prothesebeen om in beweging te komen. Het verschil in voortstuwende krachten in deze twee benen en de positie van de aangrijpingspunten beÔnvloeden de wijze waarop het lichaamsmassamiddelpunt versnelt. Opvallend genoeg maakt het niet uit of het gezonde been of het prothesebeen als eerste naar voren wordt geplaatst. In beide gevallen is na de eerste stap dezelfde voorwaartse snelheid bereikt. Wij vroegen ons af hoe prothesedragers deze snelheidstoename realiseren en welke verschillen er zijn tussen de spatiŽle en temporele parameters in beide condities. Om daar achter te komen zijn krachtplaatdata en video-opnamen gebruikt om de snelheid van het lichaams-massamiddelpunt in zowel horizontale als verticale richting te berekenen. Onze conclusie was dat het gebrek aan voortstuwende kracht in het prothesebeen werd gecompenseerd door het gezonde been. Hierbij viel op dat de verticale snelheid, in tegenstelling tot de horizontale snelheid, wel verschillend was in de twee condities. Wanneer werd gestart met het gezonde been als eerste naar voren, was de verticale snelheid van het lichaams-massamiddelpunt hoger. Dit werd veroorzaakt door de valbeweging die gemaakt wordt op het gestrekte prothesebeen. Ook bleek dat de prothesedragers voor het genereren van de voorwaartse snelheid met name gebruik maakten van de actieve mogelijkheden in de gezonde enkel. Hiervoor pasten zij de duur van de twee- en ťťnbenige fase aan. Tijdens het starten met lopen, met het prothesebeen als eerste naar voren, plaatsten zij het prothesebeen al in een vroeg stadium naar voren, in tegenstelling tot wanneer het gezonde been als eerste naar voren werd bewogen. In dat laatste geval werd de verplaatsing zo lang mogelijk uitgesteld en werd het been pas aan het eind van het starten snel naar voren bewogen. Hierdoor kon lang van de actieve enkelfunctie in het gezonde been gebruik worden gemaakt. De prothesedragers lieten een voorkeur zien voor de strategie waarbij het prothesebeen als eerste naar voren werd geplaatst.

Gewicht plaatsen op het prothesebeen - Tijdens de eerste stappen na het starten met lopen ontstaan buigende en strekkende momenten op het kniegewricht van het prothesebeen. Prothesedragers hebben een voorkeur voor het starten met het prothesebeen als eerste naar voren; daarom onderzochten wij de momenten op de knieprothese tijdens het starten met lopen met het prothesebeen en met het gezonde been als eerste naar voren. Een invers dynamisch model is gebruikt om de momenten op een prothesebeen, met een flexibele knie en strekveer, te analyseren. Dit prothesebeen werd door gezonde proefpersonen onder hun knie gedragen. Deze beginnende gezonde prothesebeengebruikers leerden binnen 100 stappen om hun gewicht op het prothesebeen te plaatsen en daadwerkelijk stappen te maken. De berekeningen lieten zien dat de kritische momenten met name optraden aan het begin en vlak voor het einde van de standfase. In deze fasen creŽerden de gebruikers interne momenten die nagenoeg gelijk waren aan het moment van de strekveer in de tegenovergestelde richting. Opvallend was dat de momenten op de protheseknie nauwelijks verschilden tijdens de eerste stappen na het starten met lopen met het prothesebeen of met het gezonde been als eerste naar voren.

Het prothesebeen naar voren bewegen - Het adequaat naar voren bewegen van een prothesebeen is belangrijk tijdens zowel het lopen als het passeren van obstakels. Door prothesedragers wordt veelal een strategie gehanteerd waarbij het prothesebeen gestrekt en naar buiten gedraaid over een obstakel heen wordt bewogen. Deze strategie verraadt onmiddellijk de aanwezigheid van een prothesebeen. Een flexiestrategie, waarbij de knie wordt gebogen, komt meer overeen met een looppatroon zoals we dat zien bij gezonde mensen. Een voordeel van deze laatste strategie is dat het lopen nauwelijks onderbroken wordt tijdens het stappen over een obstakel. In deze studie onderzochten wij hoe prothesedragers grondwrijving en heupmomenten kunnen gebruiken tijdens het passeren van een object met een al dan niet gebogen prothesebeen. Met een invers dynamisch model zijn bewegingen van gezonde proefpersonen die een prothesebeen onder hun knie droegen geanalyseerd. Daarnaast hebben we een voorwaarts dynamisch model gebruikt om de relatie tussen heupmomenten, grondwrijving en prothesebeenbewegingen te voorspellen. Dit model is ook gebruikt om te bepalen wat de minimale afstand tussen de voorvoet en een obstakel kan zijn indien de proefpersoon met een gebogen prothesebeen over het obstakel heen wil stappen. Onze conclusie was dat de kniebuiging tijdens de zwaaifase groter werd indien de prothesedrager grotere heupmomenten produceert en gebruik maakt van de grondwrijving. Helaas kost dat wel meer energie, maar daardoor konden deze prothesedragers tot op een afstand van ongeveer twintig centimeter veilig over een tien centimeter hoog obstakel stappen met een gebogen knie.

Stoppen met lopen - Om tot stilstand te kunnen komen, gebruiken prothesedragers verschillende strategie\"{e}n. Uit deze studie bleek dat de eigenschappen van de enkel en de hoek waaronder het voorste been werd geplaatst, van invloed waren op de snelheid van het lichaamsmassamiddelpunt gedurende de ťťnbenige fase van het stil gaan staan. Daarnaast bleek dat deze snelheid werd beÔnvloed door de versnellingen en vertragingen van het achterste volgbeen. Wanneer prothesedragers stopten met hun gezonde been als eerste naar voren, kwamen ze nagenoeg tot volledige stilstand tijdens de ťťnbenige fase, zonder gebruik te maken van het prothesebeen. Wanneer het prothesebeen als eerste naar voren werd gezet, was de vertraging minder en werd het gezonde been snel bijgezet om toch tot stilstand te komen. Het gewicht van het relatief zwaardere gezonde been had daarbij een positieve invloed op de vertraging. De simulaties met een voorwaarts dynamisch model lieten zien dat het vertragen van het lichaamsmassamiddelpunt over een beperkt bereik mogelijk is met de door ons onderzochte combinatie van strategieŽn. Waarschijnlijk worden ook bewegingen van andere lichaamsdelen gebruikt om tot stilstand te komen. Onze conclusie was namelijk dat slechts een beperkt aantal combinaties van beenhoek, enkelmoment en achterste zwaaibeengebruik de gewenste eindsnelheid opleverden.

Discussie en conclusie - De verschillende twee-dimensionale invers en voorwaarts dynamische wiskundige modellen hebben ons geholpen inzicht te verkrijgen in de vier specifieke stadia van lopen. Hiervoor zijn, gebaseerd op het principe van ’Occam’s razer’, relatief simpele modellen met een beperkt aantal aannames gebruikt. In tegenstelling tot andere onderzoekers, die voorstellen om gebruik te maken van een uniforme en robuuste modelleerstrategie voor zowel onderzoek als de revalidatiepraktijk, ben ik van mening dat in onderzoekssituaties specifiek ontwikkelde wiskundige modellen gebruikt dienen te worden voor het modelleren van fenomenen die optreden in het dagelijks leven. Door het aantal aannames te beperken en duidelijke relaties te modelleren, kunnen fenomenen met grotere overtuigingskracht worden beschreven en beter worden begrepen.
Voordat onze modellen daadwerkelijk in bijvoorbeeld de klinische setting gebruikt kunnen worden, moet nog ťťn belangrijke stap in het onderzoeksproject worden gemaakt. De validiteit en de bruikbaarheid van de modellen moeten in zowel de werkelijke wereld als in de conceptuele wereld verder worden onderzocht. Een extra serie (leer-)experimenten met transfemoraal geamputeerden en gezonde proefpersonen, die gebruik maken van een prothesebeen onder hun knie, zal moeten plaatsvinden. Deze experimenten moeten gedaan worden onder verschillende condities, in verschillende omgevingen en met verschillende (computergestuurde) prothese onderdelen.

De voorspellingen, uitkomsten en inzichten die uit onze model- en meetstudies naar voren zijn gekomen, dragen bij aan onze theorie over asymmetrie, functionele vaardigheid en leren. Daarnaast dragen ze bij aan onze ideeŽn over rompbewegingen en computergestuurde prothesen. Gebaseerd op de onderzoeksbevindingen, concluderen we dat het onmogelijk is om symmetrisch te lopen met een mechanisch prothesebeen, tenzij extra inspanningen worden verricht om de tekortkomingen in het prothesebeen te compenseren. Wij verwachten dat het verbeteren van de functionele vaardigheid, in plaats van het verminderen van asymmetrie, zal leiden tot een verbetering van de mate van tevredenheid bij de prothesedragers.

Dit proefschrift is onderdeel van een serie proefschriften 1; 2; 3 die voortkomt uit het project ’Postural control after lower limb amputation; changes in body representation and the recovery in postural control’. Het project is het resultaat van een samenwerking tussen het Centrum voor Revalidatie van het Universitair Medisch Centrum Groningen en het Centrum voor Bewegingswetenschappen van het Universitair Medisch Centrum Groningen, Rijksuniversiteit Groningen, Nederland.
Deze geÔntegreerde aanpak verenigt twee typen van onderzoek: onderzoek vanuit de klinische benadering en onderzoek vanuit een fundamentele benadering. Het klinisch onderzoek was uitgevoerd door Aline H. Vrieling, medisch specialiste revalidatie. Haar proefschrift (2009) kent een sterke relatie met het huidige proefschrift. Veel van de bevindingen die gerapporteerd zijn in haar proefschrift, zijn in het tweede deel van het project onderzocht vanuit een biomechanisch perspectief. Gedeelten van de dataset die gebruikt zijn voor haar proefschrift, zijn ook gebruikt voor het huidige proefschrift.

References

  1. Aline H. Vrieling. Movement and balance control in lower limb amputees. PhD thesis, University of Groningen, 2009.
  2. Carolin Curtze. Neuromechanics of movement in lower limb amputees. PhD thesis, University of Groningen, 2012.
  3. Helco G. van Keeken. Model and measurement studies on stages of prosthetic gait. PhD thesis, University of Groningen, 2013.

 

Back to top


www.vanKeeken.org
www.ProstheticLimb.info