KARÁCSONY TAMÁS TDK DOLGOZAT

BUDAPESTI MŰSZAKI ÉS GAZDASÁGTUDOMÁNYI EGYETEM GÉPÉSZMÉRNÖKI KAR MECHATRONIKA, OPTIKA ÉS GÉPÉSZETI INFORMATIKA TANSZÉK

KARÁCSONY TAMÁS TDK DOLGOZAT Az amputált végtag és a protézistok kapcsolatának vizsgálata végeselem módszer alkalmazásával

Témavezető: Dr. Kiss Rita egyetemi tanár

Budapest, 2015

i

TARTALOMJEGYZÉK Előszó............................................................................................................................... iv Jelölések jegyzéke............................................................................................................. v 1. Bevezetés ...................................................................................................................... 1 1.1. Célkitűzések ......................................................................................................... 1 1.2. Áttekintés ............................................................................................................. 1 1.2.1. Elvek és módszerek ..................................................................................... 1 1.2.2. Alapfeltevések ............................................................................................. 2 2. Szakirodalmi áttekintés/Előzmények ............................................................................ 3 2.1. Az anyagmodellek elkészítéséhez ........................................................................ 4 2.1.1. A protézistok anyagmodellje ...................................................................... 4 2.1.2. A csontok anyagmodellje ............................................................................ 5 2.1.3. A lágyszövetek anyagmodellje ................................................................... 6 2.2. A modell és szimuláció ........................................................................................ 7 2.2.1. 3D szkennelt (0. modell) ............................................................................. 7 2.2.2. Első egyszerűsítés (1. modell) .................................................................... 8 2.2.3. Második egyszerűsítés (2. modell)............................................................ 10 2.2.4. A második egyszerűsítés finomítása (3. modell) ...................................... 11 2.2.5. A szimuláció paramétereinek meghatározása ........................................... 11 3. Az anyagmodellek tesztelése ...................................................................................... 17 3.1. A protézistok anyagmodellje.............................................................................. 17 3.2. A csontok anyagmodellje ................................................................................... 18 3.3. A lágyszövetek anyagmodellje .......................................................................... 22 4. A geometriai modell elkészítése ................................................................................. 24 4.1. A protézistok geometriai modellje ..................................................................... 24 4.2. A csontok geometriai modellje .......................................................................... 28 4.3. A lágyszövetek geometriai modellje .................................................................. 32 5. A Szimuláció elkészítése ............................................................................................ 36 ii

5.1. Hálózás ............................................................................................................... 36 5.2. Peremfeltételek ................................................................................................... 37 5.3. A szimulációk..................................................................................................... 39 6. Összefoglalás/Eredmények értékelése ........................................................................ 43 6.1. Eredmények........................................................................................................ 43 6.2. Javaslatok/Következtetések/Tanulságok ............................................................ 43 7. Felhasznált források .................................................................................................... 44 8. Mellékletek ................................................................................................................. 45

iii

ELŐSZÓ A Biomechatronika változatos világával való ismerkedésem egyik állomása ez a dolgozat, amelyben szeretném jobban megismerni az emberi test működését és viselkedését a modern technika vívmányainak felhasználásával, és lehetőleg segíteni a rászorulókon, hogy egy jobb életminőséget tudhassanak magukénak.

***

Köszönetnyilvánítás: Szeretném megköszönni Kiss Ritának, Barcsay Andrásnak, a tisztelt pácienseknek és mindazoknak, akik támogatása és segítsége nélkül nem jöhetett volna létre e dolgozat.

Budapest, 2015.

Karácsony Tamás

iv

JELÖLÉSEK JEGYZÉKE A táblázatban a többször előforduló jelölések elnevezése, valamint a fizikai mennyiségek esetén annak mértékegysége található. Az egyes mennyiségek jelölése – ahol lehetséges – megegyezik hazai és a nemzetközi szakirodalomban elfogadott jelölésekkel. A ritkán alkalmazott jelölések magyarázata első előfordulási helyüknél található.

Latin betűk Jelölés

Megnevezés, megjegyzés, érték

Mértékegység

g

gravitációs gyorsulás (9,81)

m/s2

p

nyomás

Pa

Jelölés

Megnevezés, megjegyzés, érték

Mértékegység

µ

súrlódási együttható

-

Görög betűk

Indexek, kitevők Jelölés

Megnevezés, értelmezés

i

általános futóindex (egész szám)

nom

névleges (nominális) érték

opt

legkedvezőbb (optimális) érték

v

1. BEVEZETÉS 1.1. Célkitűzések Az emberi testhez több féle okból csatolhatunk nem invazív, mechanikus, eszközöket. Egyik leggyakoribb oka végtagvesztés, amelynek egyik alapkérdése az amputált végtag és protézistok kapcsolata. Az externális kapcsolat minősége, biokompatibilitása és biofunkcionalitása elsősorban a megfelelő erőeloszlású teherátadástól, a minél stabilabb kapcsolattól, a kényelemtől függ. A dolgozat fő célja a biofunkcionalitás figyelembevételével:  a protézis és az emberi szervezet közötti kapcsolat megismerése;  a protézis és az emberi szervezet közötti kapcsolat kialakításának követelményei;  orvostechnikai, biomechatronikai fejlesztési projekt fő lépései.

1.2. Áttekintés A kutatást első lépése a kapcsolatos szakirodalom áttekintése, alaposabb megismerése, kifejtése, valamint Önálló projekt című tárgy keretében végzett vizsgálatok összefoglalása. Következő lépés az anyagmodellek Ansys Workbench-ben történő tesztelése. A dolgozat következő fejezete a geometriai modell megalkotása. A fentebbiek ismertetése után a szimulációt és annak eredményeit részletesen bemutatom.

1.2.1. ELVEK ÉS MÓDSZEREK A kutatás alapelve modellek segítségével a probléma lehető legjobb elméleti szintű megismerése. A vizsgálat a reverse engineering elvén alapul, azaz a már eddigi fejlesztéseket és tapasztalatokat jobban áttekinthessük. A munkámban használt végeselemes szimuláció lényege, hogy a pácienst a lehető legkevesebbé vegye igénybe a kutatás, hogy a vizsgálat során a lelkesedését, segítőkészségét ne veszítse el.

1

1.2.2. ALAPFELTEVÉSEK A kutatás eredményei nem teljes mértékben általános érvényűek, hiszen a mintavétel korántsem mondtató diverzifikáltnak. Az emberi anatómia változatossága és a probléma komplexitása miatt egyedi tervezést alkalmazok, azaz célszerű egy páciens vizsgálatára szorítkozni.

2

2. SZAKIRODALMI ÁTTEKINTÉS/ELŐZMÉNYEK A transfemoralis amputáció leggyakoribb oka súlyos trauma, érrendszeri betegségek, mint cukorbetegség (diabetes mellitus) következtében létrejövő érelmeszesedés (atherosclerosis). Az amputáció további indokai lehetnek rosszindulatú folyamatok, fertőzés és üszkösödés. A folyamat legkritikusabb pontja a femur megmaradó hosszának a meghatározása. A döntés főbb tényezői: 

Az összes traumát szenvedett, károsodott szövetet el kell távolítani.



A csont elvágás helyének elég proximálisnak kell lennie, hogy a femur végén az izomszöveteket stabilizálni lehessen (myodesis), valamint a sebet feszültségmentesen a lágyszöveteket visszahajtva be lehessen zárni.



A hosszan meghagyott femurnak az előnye, hogy hosszabb erőkart, nagyobb fokú mechanikai kapcsolatot biztosít, így a terhelés nagyobb felületen oszlik el.



A hosszan meghagyott femurnak a hátránya, hogy nem hagy elég helyet a protézis alkotóelemeinek, mint a térdcsukló, forgató egység. Továbbá a protetizálás miatt meghosszabbodott alsó végtag térd középpontja nem egyezik meg az egészségesével, így a beteg járásképe jelentősen eltér a fiziológiástól.

A csonk kialakításnál a femurt, ha lehetséges, az ideális térd középponttól 15 centiméterre vágják el. A lágyszöveteket az átvágás helyénél lévő átmérőnek a félhosszúságára plusz egy centiméterrel hosszabbra hagyják meg. Az idegeket, ereket a megfelelő helyre igazítják, a femurt a myodesis-re előkészítik. A myodesis során a megmaradt izomszöveteket stabilizálják a femurhoz (1. ábra), a femur distalis részén négy furaton keresztül felépítik az anteiror, az anteiror lateral és a lateral struktúrákat. A seb bezárása, azaz a meghagyott lágyszövetek összehajtása és varrása után a femur végétől számítva még körülbelül 5 centiméter vastag lágyszövet található a csonk végéig. (The Amputation Surgery Education Center , 2007.)

3

1. ábra - Myodesis

2.1. Az anyagmodellek elkészítéséhez A szimulációhoz elengedhetetlen a megfelelő anyagmodellek használata. Cél az anyagmodellek egyszerűsége, hogy a szimuláció bonyolultsága és számítási igénye a lehető legkisebb legyen.

2.1.1. A PROTÉZISTOK ANYAGMODELLJE A protézistok anyaga térben változó kompozit, amelyről a gyártó részletes leírást adott (Promobil Kft., 2015) . A felhasznált anyagok a Streifeneder ortho production GmbH termékei. Összetétele: a mátrix anyag akrilát gyanta (112P120/25) edző porral (112P33/50) vegyítve, valamint poliuretánhab (112P23/1) erősítővel (112P24/1). A szálerősítések üvegszál (94P4/15), perlon (Regal Prothesis Ltd. 4-02-STO-PER130) és szénszál (95P8) alapú szövetek (1. táblázat). A további szerelvények a protézistokhoz egy fémcsatlakozóval rögzülnek (Regal Prothesis Ltd. ORT-22S), amely a kompozitba kerül beágyazásra. (Streifeneder, 2015) (Ortotek, 2015)

4

1. táblázat – A protézistok anyagjellemzői

Megnevezés

Akrilát gyanta (PMMA) Poliuretán hab Üvegszál szövettel erősített polimer Perlon (PA) Szénszál szövettel erősített polimer

Young modulus

Poisson tényező

[GPa]

[-]

Hivatkozás

0,35-0,4

2,24-3,8 1,31-2,07

0,48-0,5 (Cambridge 0,28

15-28 2,62-3,2

University, 2003)

0,42 0,28

69-150

A protézistok kompozit anyagának teherbírása nagyságrendekkel nagyobb, mint a vizsgálat középpontjában lévő lágyszöveteké. Így célszerű egy egyszerűsített homogén, izotróp és lineáris anyagmodellt használni, amelynek Young modulusa 2,586 [GPa] és Poisson tényezője 0,33 [-] (Kahtan Al-Khazraji, 2012).

2.1.2. A CSONTOK ANYAGMODELLJE A csontok két fő részre bonthatóak: a külső kortikális (kompakt) állományra és a belső szivacsos (trabecularis) állományra. A kortikális állomány koncentrikus elrendezésű osteonokból áll, ami egy erős, sűrű, tömör állományt alkot. A szivacsos állomány körülbelül 200 μm átmérőjű gerendákból épül fel, ezek a tér minden irányába rendeződnek. A tér csak mintegy 20%-át töltök ki, de hatalmas felszínt nyújtanak. (SotePedia, 2015). A csontok, mint biológiai szövetek nem tökéletesen lineáris anyagok. A jelenlegi vizsgálat szempontjából az alakváltozásuk elhanyagolható, így viselkedésük közel lineárisnak tekinthető. Az állományok fő anyagtulajdonságait a 2. táblázat tartalmazza kiegészítve a csont egyszerűsített, tömör testként vett paramétereivel, azaz homogén, izotróp és lineáris viselkedést feltételezve.

5

2. táblázat – Csontszövetek anyagparaméterei

Megnevezés

Young modulus

Poisson tényező

Hivatkozás

[GPa]

[-]

Kortikális állomány

13,7

0,3

(AmaranteI, et al.,

Szivacsos állomány

1,37

0,3

2008)

Csont, tömör testként

7,3

0,3

(Ozen, et al., 2013)

2.1.3. A LÁGYSZÖVETEK ANYAGMODELLJE A vizsgálat központjában lévő lágyszövetek főként izomszövetek, melyek a rugalmassági modulusa a deformáció mértékétől és sebességétől függően változik, azaz nemlineáris viselkedést mutat. A nemlinearitás a deformáció mértékétől és a terhelés sebességétől függ. Jelen kutatásban a deformáció időfüggéséből adódó nemlinearitást elhanyagoljuk. A hiperelasztikus anyagok leírására többféle modell is létezik: Az egyik a MooneyRivilin modell, amely leggyakrabban 2, 3, 5 esetleg 9 paraméteres. A paraméterszámot az anyag feszültség-nyúlás görbéjén lévő inflexiós pontok száma alapján célszerű megválasztani. Ez az anyagmodell végeselemes szimulációkhoz megfelelő, mert lágyszövetekre a korrelációs együtthatója a kísérleti és a számított értékeknek 0,996 (Martins, et al., 2012). A 2 paraméteres Mooney-Rivilin modell 90-100%-os nyúlásig alkalmazható. A 2 paraméteres modellnek nincs inflexiós pontja, így nem jelentkezik a felkeményedési szakasz, ezért az összenyomás modellezésére nem alkalmas. A 3 paraméteres MooneyRivilin modell még nem írja le elég pontosan az anyag viselkedését, így a kapcsolódó irodalom sem tartalmaz ehhez paramétereket. Vizsgálataimhoz 5 paraméteres modellt alkalmazok (Tamás, et al., 2014), melynek együtthatóit a 3. táblázat tartalmazza (Ozen, et al., 2013). 3. táblázat – Mooney-Rivilin együtthatók

A hiperelasztikus anyagmodell megnyúlás-feszültség diagramján (2. ábra) az anyagmodell karakterisztikája jól látszik: az egyre növekvő megnyúláshoz egy exponenciálisan növekvő feszültség tartozik, a biaxiális feszültség esetén az exponenciális együttható lényegesen megnő. Végeselemes szimulációk esetén Mooney-Rivilin anyagmodell a legel-

6

terjedtebb. Az Ogden modell csak belső szervekhez használatos, a Yeod, Martins modellek esetén az irodalomban a lágyszövetek modellezéséhez nem találtam megfelelő paramétereket (Martins, et al., 2012).

2. ábra – Lágy szövet megnyúlás-feszültség diagramja

2.2. A modell és szimuláció A modell elkészítésénél a lehető legpontosabb geometria meghatározása a cél, hogy szimulációnk a statikus terhelésekre minél pontosabb eredményeket adjanak. A modell precíz elkészítéséhez reverse engineering használata a legoptimálisabb, azaz a meglévő adatok pontos felmérése. Az Önálló projekt tárgy keretében végzett szimulációhoz a protézistok geometriáját 3D szkenneléssel határoztam meg, amelyet leegyszerűsítés után további forrásokra támaszkodva a humán elemekkel (Karácsony, 2015) kiegészítettem. A szimulációhoz használt négy modell a következő:

2.2.1. 3D SZKENNELT (0. MODELL) A 3D szkennelést egy GOM ATOS Core nevű optikai, markeres 3D szkennerrel végeztem, amely a modellt közelítőleg 0,07 [mm] pontossággal egy pontfelhőben tárolja, az utófeldolgozást a GOM Inspect Pro V8 programmal történt. A szükségtelen részeket, valamint a mérési hibákat, mint az alátámasztás eltávolítottam (3. ábra).

7

3. ábra - A pontfelhő Poligonizálást követően a hálót Geomagic Design X nevű reverse engineering programba exportáltam, ahol további átalakítások után egy felületet illesztettem. A felület illesztésénél a geometria komplexitása miatt szinte csak freeform felületek jöttek létre, és volt olyan hely is, ahol felületet nem lehetett rá illeszteni (4. ábra). Következő lépés a geometria egyszerűsítése.

4. ábra - A felületillesztés

2.2.2. ELSŐ EGYSZERŰSÍTÉS (1. MODELL) Az első egyszerűsítésnél az eredeti geometriát követve a lágyszövetek és csontok modellezéséhez az egyéb források modelljeit egyszerűsítve implementáltam (5. ábra). 8

5. ábra - Az első egyszerűsítés

Az 5. ábrán jól megfigyelhető, hogy a femur (combcsont) egyszerűsítésénél a trochanter major (combcsont tetei nyúlvány, ahova tapadnak az izmok, szalagok) eltávolítása nem szükséges (tilos), mivel a csonk a tokra itt is fel tud támaszkodni. Az 6. ábrán látszik, hogy a csípőcsont geometriai egyszerűsítésében az íveltsége, a támaszkodó felületei vannak kihangsúlyozva. A tok a tuber ischiadicum (csípőcsont alsórésze, ülőgumó) fekszik fel, pozícionálódik. (7. ábra).

6. ábra - A csípőcsont támaszkodása a tokra

9

7. ábra -Tok – Tuber ischiadicum csatlakozása

Ez az egyszerűsített modell a feltámaszkodási probléma elemzésére, megismerésére alkalmas. Célszerű további egyszerűsítést végezni.

2.2.3. MÁSODIK EGYSZERŰSÍTÉS (2. MODELL) A második modell esetén a lehető legegyszerűbb geometriára törekedtem, amelyet a nyomóterhelésre optimalizáltam. Ezzel az összeállítással a hálózás és a szimuláció elégséges, de csak a nyomóterhelést szemlélteti megfelelően, a nyomásra kialakuló rotáció és az ülőgumó feltámaszkodás modellje nem megfelelő (8. ábra). A modell értékelése alapján megállapítható, hogy a feltámaszkodás környezetének finomítása szükséges.

8. ábra - A második egyszerűsítés

10

2.2.4. A MÁSODIK EGYSZERŰSÍTÉS FINOMÍTÁSA (3. MODELL) A harmadik modellben az előző modellhez képest a csípőcsont feltámaszkodását módosítottam, az egyszerűsített geometria miatt kialakuló feszültséggyűjtő helyek számát lekerekítések kialakításával csökkentettem. A csonk a protézisbe való bevezetésének finomításával a lágy szövet nagy alakváltozása lekerekített peremen alakul ki (9. ábra).

9. ábra - A finomított modell

A kezdeti szimuláció elvégzéséhez ezt a modellt alkalmaztam, mivel a megfelelő geometriai egyszerűsítések alkalmazásával arányaiban helyes eredményeket szolgáltat.

2.2.5. A SZIMULÁCIÓ PARAMÉTEREINEK MEGHATÁROZÁSA A szimuláció paramétereinek meghatározásánál a pácienssel, valamint a Promobil Kft. szakértőivel való konzultálás után (Promobil Kft., 2015) a következő problémák merültek fel: 11



A protézistok kialakításában a csonk terhelhetősége és terhelés elosztása a gyakorlatban tapasztalat útján történik.



A csonk terhelhetősége sok paramétertől függ: balesetben keletkezett-e a csonk, ami terhelhetőbb, jelen pácienseink ilyen csonkkal rendelkeznek, vagy betegségből adódóan keletkezett, például cukorbetegség, amikor a csonk szinte terhelhetetlen.

A protézistok kialakításánál a páciens, a csonk korát, a páciens nemét, a test és a csontok ásványanyag tartamát, víztartamát, egyéb betegségeket, a páciens testsúly ingadozását, sőt még a napszakot is figyelembe kell venni. Ezek a tényezők lényegesen befolyásolják a csonk geometriáját és terhelhetőségét. A páciens korától a lágyszövetek és csontok összetétele függ. Az ásványi anyagtartalom a csont fizikai, mechanikai jellemzőit, különösen a rugalmassági moduluszát befolyásolja. A test víztartama, valamint a páciens testsúly ingadozása egy nap alatt is jelentős lehet, ami a csonk geometriáját és így a tokról átadódó terheléseket is befolyásolja. A jövőben érdemes egy olyan tokot kialakítani, ami ezt a változást követi, anyagában rugalmas, vagy állítható, vagy modulárisan beépíthető támaszokkal rendelkezik. A vizsgálatba bevont mindkét páciens, balesetben keletkezett csonkkal rendelkezik, ami jobban terhelhető és kevesebb komplikációkkal rendelkezik, mintha esetleg más betegségek miatt vesztették volna el végtagjaikat. A baleset óta eltelt idő elegendően hosszú, hogy a csonk geometriája már véglegesedett, testsúly változásból adódó a geometria változás 2-3 kg testsúly fluktuációt enged. Mindkét páciens gyakorlott protézishasználó, több protézistok megoldást kipróbált. Így elég tapasztalattal rendelkeznek, tanácsokat tudnak adni a fejlesztéshez, valamint értékelni tudja a fejlesztések eredményét (Karácsony, 2015). A korábbi szimulációban a protézistok alja fix supportként rögzített: a csonk és a protézistok belső felülete között vákuum van (légköri nyomáshoz képest -20 kPa), a medencecsont felülről 400N-nal, a lágyszövetek szintén felülről 100N-nal terheltek. A teljes deformációnál a vákuum által létrehozott megnyúlás jól megfigyelhető. A felső felületek minimális mértékben váltak el, így a terhelés már a valós esettel közel ekvivalensnek tekinthető (10. ábra).

12

10. ábra - 3. modell 4. szimuláció a lágyszövet és csont deformációja

A jelentősebb megnyúlások a támasztó felületeknél, valamint a femur és a csípőcsont egyszerűsítések miatti kötött kapcsolata miatt a csonk alján keletkeztek, de a valóságban ez utóbbi elhanyagolható mértékű (11. ábra). A megfelelő skálázással a feszültségen is a fentebbi jelenség nagyon jól megfigyelhető (12. ábra).

Teherviselő felületek

A geometriai egyszerűsítés miatt alakul ki

11. ábra - 3. modell 4. szimuláció megnyúlások a lágyszöveten

13

12. ábra - 3. modell 4. szimuláció a lágyszöveten lévő feszültség eloszlás

A metszeti ábrán megfigyelhető, hogy nem csak a felületen alakul ki feszültség, hanem jelentős feszültség alakul ki a lágyszövetben a tuber ischiadicum és tok alátámasztása között. Ezek a fájdalmat és a kényelmetlen viseletet okozhatnak (13. ábra).

A kényelmetlen viselet oka

13. ábra - 3. modell 4. szimuláció a lágyszövetben kialakuló feszültség

A 13. ábrán megfigyelhető, hogy a tok és lágyszövet hol tapad, csúszik, vagy válik el egymástól. A 14. ábrán a femur és csípőcsont kötött kapcsolat mintázata is látható. 14

14. ábra - 3. modell 4. szimuláció a lágyszövet és a tok kontaktjának státusza

A kontaktok között kialakuló nyomás elemzése azt mutatja, hogy a csont és a lágy szövet között relatív nagy nyomás alakul ki, ami közvetetten a kényelmetlen viselet oka lehet (összenyomja a lágyszövetet) (15. ábra).

15. ábra - 3. modell 4. szimuláció a lágyszövet és a csont között kialakuló nyomás

15

A tokban lágyszövet a felterhelés hatására jelentősen elcsúszhat, ami nagy részben a vákuum kialakulásának, részben a terhelő erőnek köszönhető (16. ábra).

16. ábra 3. modell 4. szimuláció a tokon belül a lágyszövet elcsúszása

A korábbi vizsgálat következtetéseit és tapasztalatait a jelenlegi kutatásban is felhasználtam. Az egyszerűsített geometriával elkészített szimuláció alapján meghatározható, milyen peremfeltételeket érdemes választani, hol érdemes az elemszámot megnövelni, hogy pontosabb eredményeket kaphassunk (Karácsony, 2015).

16

3. AZ ANYAGMODELLEK TESZTELÉSE 3.1. A protézistok anyagmodellje Az előzetes felmérések és leírások alapján az anyag a kísérletben szereplő geometriával közel mereven viselkedik. Az anyagmodellek összehasonlító vizsgálatának a célja annak megállapítása, hogy a megalkotott modell anyagmodell és a valóság mennyire egyezik meg. A későbbiekben ismertetett geometriával több szimulációt is elvégeztem, ahol két lábon állásnak (400N), egy lábon állásnak (900N) és egy ugrásnak (2000N) (Linthorne, 2001) megfelelő terheléssel, koncentrált erővel terheltem a protézistok támasztófelületét. A szimulációk eredményei jelentősebb alakváltozásokat nem mutattak, a maximális érékek rendre 0,185 [mm], 0,417 [mm] és 0,927 [mm] voltak (17. ábra). Az anyagmodell a vártnak megfelelően viselkedik.

17. ábra – 2000N-os terhelés koncentráltan, 0,927 [mm] maximális deformáció

17

3.2. A csontok anyagmodellje A felnőtt férfi femur átlagos hossza 480 [mm] (Huang, et al., 2012). A felnőtt fehér férfi femur midshaft (középső) részén a csontszelet (18. ábra) átlagos területe 639,1 [mm2], míg a kortikális állomány átlagos területe 445,8 [mm2] (Peacock, et al., 2009). Ezekből az adatokból az átmérők számolhatóak, a külső átmérő 28,53 [mm] és a belső átmérő 15,68 [mm]. A 2. táblázat szerinti anyagparaméterekkel készített szimulációkon, ahol 200N oldalirányú erővel terheltek a csontok (19. ábra, 20. ábra) megfigyelhető, hogy a kortikális és szivacsos állományra bontott egyszerűsített geometriai modell és a homogén csont a maximális megnyúlás és feszültség közel azonos. A maximális deformációban (21. ábra) való szignifikánsabb eltérést a különböző Young modulusú geometriai elemek okozzák. A testmodellnél a geometria teljes keresztmetszetén azonos Young modulust használok, míg a két állományra bontott modellnél különbözőt, mivel a külső kortikális réteg modulusa egy nagyságrenddel nagyobb a szivacsos rétegnél. A külső réteg nagyobb területtel is rendelkezik, így a terhelés nagyobb részét ez a nagyobb Young modulusú réteg veszi fel, ami kisebb deformációval jár. A valós geometriánál ez a különbség várhatóan kisebb lesz, mivel a geometria összetettebb és így a két féle Young modulusú anyag jobban kiegészíti egymást.

femur midshaft keresztmetszete

18. ábra - Femur keresztmetszetei

18

19. ábra - Kortikális és szivacsos állományra bontott egyszerűsített geometriai modell (bal) és a homogén csont (jobb) megnyúlás

19

20. ábra - Kortikális és szivacsos állományra bontott egyszerűsített geometriai modell (bal) és a homogén csont (jobb) a maximális feszültség

20

21. ábra - Kortikális és szivacsos állományra bontott egyszerűsített geometriai modell (bal) és a homogén csont (jobb) deformációja

21

3.3. A lágyszövetek anyagmodellje A lágyszövetek döntően nyomóterhelésnek kitettek, de a járás közben csavaró- és húzó terhelés is kialakulhat. Jelen dolgozatban a statikus nyomóterheléseket vizsgálom. A lágyszövetek terhelését a csont és kompozit anyagmodellek közé elhelyezett 50 [mm] élhosszúságú kockákon elemeztem. A 25 [cm2] felületre 400 [N] terhelő erőt helyeztem el, a különböző anyagok kapcsolódása bonded kötéssel valósítottam meg. Ez a terhelés megközelítőleg az ülőgumó támasztással egyezik meg. A lágyszövet jelentősen összenyomódott, az eredeti 50 mm magasságáról 22,68 milliméterre, azaz a magassága 45,36 %-ára csökkent. Az anyagmodellünk összenyomhatatlan, ezért a lágyszövet kihordósodik, a maximális kitérés 9,13 [mm], ami az eredeti geometriától 18,26 %-os eltérést jelent.

Csont

Lágyszövetek

Kompozit

22. ábra - Lágyszövet 400 [N] nyomóerő, bonded kapcsolat

A lágyszövetekben a másik két anyaghoz képest jelentősen kisebb feszültség alakul ki: Ennek oka a lágyszövet nagy alakváltozása, összenyomhatatlansága, modellezett geometria, valamint a kapcsolatok. Ez a jelenség jobban megfigyelhető, ha csonk és a kompozit közötti kapcsolatot súrlódással modellezzük, ahol a súrlódási együttható µ=0,2 [-] (23. ábra).

22

23. ábra - Lágyszövet 50 [N] nyomóerő, súrlódásos kapcsolat a lágyszövet és a kompozit között, µ=0,2 [-], bonded a csont és lágyszövet között

A súrlódással leírt szimulációnál a terhelést 50 N-ra kellett csökkentenem, mert az ennél nagyobb terhelések hatására a felületek olyan mértékben elváltak egymástól, hogy a szimuláció már nem tudott lefutni. A megalkotott modell a vártnak megfelelően viselkedik, a növekvő alakváltozás esetén felkeményedés figyelhető meg.

23

4. A GEOMETRIAI MODELL ELKÉSZÍTÉSE 4.1. A protézistok geometriai modellje A protézistok geometriai modelljét a reverse engineering elvét követve készítettem el. A modell elkészítése és mérése során figyelembe vettem, hogy a páciens nem tudja hosszú távon nélkülözni az eszközt, ezért a mérések a helyszínen történtek. Az első lépés a protézistok 3D szkennelése, amelyet GOM ATOS Core nevű optikai, markeres 3D szkennerrel végeztem. A modellt megközelítőleg 0,07 [mm] pontossággal egy pontfelhőben tárolja, amelynek utófeldolgozását a GOM Inspect Pro V8 programmal végezte. Az optikai mérés előnye az elfogadhatóan gyors, érintés-, roncsolás mentes, pontos mérés. A hátránya, hogy a teljes modellt nem lehet bemérni. A protézistok belseje nem mérhető, mivel nincs elég tér ahhoz, hogy mind a két kamera képén megjelenjen az adott rész. A modell körül a mérési környezet is megjelenik (24. ábra).

Eddig „lát be” mindkét kamera

Mérési környezet megjelenése

24. ábra - A nyers mérési fájl

24

A nyers mérési fájlt poligonizálás után az utófeldolgozó programba importáltam, ahol a mérési környezetből mért részeket, valamint a későbbi feldolgozás szempontjából nem releváns részeket eltávolítottam, és a háló hibáit kijavítottam, a lyukakat bezártam. (25. ábra). Ez alatt a már nem releváns, a tokon lévő szivacsot nem lehetett eltávolítani a méréshez, így itt lett eltávolítva.

25. ábra – A „letisztított” pontfelhő

A geometriai modell kialakítása Geomagic Design X reverse engineering programban történt, a háló importálása után egy optimális felület illesztéséhez további javításokat végeztem. A felület illesztésénél a pontos felület követés és a lehető legkevesebb felületelem szám között kell a középutat megtalálni (26. ábra).

25

Háló (kék)

Felületelemek (szürke)

26. ábra – A háló és felületelemek illeszkedése

Az optika 3D szkennelésből adódó hiányosságokat Inventor Professional programban modelleztem. A felület kialakítása megfelelő átmérőjű körökön átvezetett splineokkal történt (27. ábra), majd a zárt felületből testmodellt készítettem (28. ábra).

Vezető körök

Splineok

27. ábra - A hiányzó felületek tervezése

26

28. ábra - A testmodell

A kialakult testmodell és az eredeti szkennelt modell közötti különbséget a protézistok aljára ragasztott szivacs okozza (29. ábra). A testmodell és az eredeti szkennelt modell felületei közötti összehasonlításon látszik, hogy a fentebb említett eltéréstől eltekintve a testmodell megfelelő pontosságú (30. ábra)

Eredeti szkennelt háló (vörös)

Testmodell (szürke) Az eltérés oka a felragasztott szivacs

29. ábra - Testmodell - eredeti háló

27

30. ábra – Felületi eltérések

4.2. A csontok geometriai modellje A csontok geometriai modelljének megalkotása során a fő szempont a valóságot követő minél egyszerűbb modell megalkotása a cél. A statikus szimuláció eredményeit minimálisan befolyásoló ízületek hatásától eltekintek, tömör csonttal helyettesítem őket. A páciensről a CT felvétel Toshiba Aquilion típusú diagnosztikai eszközzel készült. A vizsgálathoz kontraszt anyag használata nem szükséges, ami a páciens terhelését csökkenti. A CT felvétel adatai DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) sztenderd fájlban vannak tárolva. A DICOM adatokat Slicer 4.4 nyílt forráskódú programban dolgoztam fel. Első lépésként az adatokból egy ideális szűrővel a csontvázat kiemeltem a befoglaló téglatestét a lehető legkisebb méretűre vágva (31. ábra). A következő lépésben a csontvázat egy finomabb fényesség intenzitás sávszűrűvel is kiemeltem, így a kritériumnak megfelelő voxelek (térfogatelemek) jelennek a modellben meg (32. ábra). Utolsó lépésben készített modellt STL (STereoLithography) formátumba exportáltam, ami egy univerzális fájl formátum főként CAD, CAM, RPT felhasználásokra. Egy strukturálatlan háromszögekre felbontott felületet ír le a felületelemek normálisai és csúcspontjai segítségével. 28

31. ábra – A csontváz kiemelése

32. ábra - A szűrés finomítása

29

Következő lépésként az STL formátumú modellt GOM Inspect V8 programba importáltam. A csontváz hálójából eltávolítottam a szükségtelen részeket, környezetet, kijavítottam a háló hibáit (33. ábra).

33. ábra - A slicer utáni háló (bal) és a javított (jobb)

A csontvázból a szimuláció szempontjából nem releváns részeket eltávolítottam: a femurt és a pelvis median saggitalis síktól balra elhelyezkedő részét megtartottam, míg a csigolyák (vertebra lumbalis), a keresztcsont (os sacrum) és a farokcsont komplex geometriája eltávolításra került, mivel szimulációt nagymértékben bonyolítaná, de az eredményeket kis mértékben befolyásolná. A csípőízület hálóját követve összekötöttem a femurt és a medencecsontot (os coxae), „összecsontosítottam”. A mérésből maradt kortikális és szivacsos állomány között lévő hálót eltávolítottam, mert tömör csontokkal dolgozom és felületillesztésre sem volt megfelelő (34. ábra). 30

34. ábra – A szükséges csontok hálója

Következő lépésben a Geomagic Design X reverse engineering programban tovább javítottam a hálót, majd egy optimális felületet illesztetem rá. Végül Inventor Professional segítségével térfogatmodellé konvertáltam (35. ábra).

35. ábra - A csontok felületmodellje

31

4.3. A lágyszövetek geometriai modellje A lágyszövetek geometriai modelljének kialakításának első lépései a csontok modelljéhez hasonlóak, ezeket a részeket csak felsorolásként közlöm: 

CT felvételből szűréssel a lágy szövetek geometriáját (36. ábra) meghatároztam



a háló igazítása GOM Inspect V8 programban történt, mint a szükségtelen részek eltávolítása, a háló simítása és a lyukak eltávolítása.(37. ábra, 38. ábra)



a felület illesztése és exportálása Geomagic Design X reverse engineering programban történt.(39. ábra)

36. ábra – A lágyszövetek kiemelése és szűrése

37. ábra - Lágyszövetek háló

32

38. ábra - Lágyszövetek szimulációhoz szükséges részek

39. ábra – A lágyszövetek felületmodellje

33

A lágyszövetek felület modelljét Inventor Professional program segítségével test modellé alakítottam, majd egy közös összeállítási modellbe raktam a lágyszövetek, csontok és protézistok modelljeit. Az összeállításban a CT-ből alkotott modelleknek azonos koordináta rendszerük volt, amiket összekényszereztem majd kivontam a lágyszövetek modelljéből a csontok modelljét, így biztosan tökéletesen illeszkednek. A lágyszövetek és a protézistok felületei nem tökéletesen egyeztek, mert nem egy időben egy típusú méréssel lettek az adatok kerültek felvételre A lágyszövetek a mérési eljárásból adódóan deformálva, terhelt állapotban vannak (a hátán fekszik a páciens). A lágyszöveteket a protézistokhoz igazítottam a csontok elhelyezkedésének pozícionálásával (40. ábra).

40. ábra - A modellek igazítása az összeállításban

A protézistok és a lágyszövetek illesztésénél azt feltételeztem, hogy a tok a valóságban illeszkedik a lágyszövetekhez, így amely részek nem illeszkednek azt a mérés körülményei okozzák. A protézistokot a lágyszövetekből a megfelelő illeszkedés érdekében kivontam, valamint a protézistok belsejében lévő lágyszövetet a tok belső felületéig feltöltöttem. A tok külső felületén kívül eső részeket eltávolítottam (41. ábra). 34

41. ábra - Az összeállítási modell

35

5. A SZIMULÁCIÓ ELKÉSZÍTÉSE A szimulációban a protézistok modellje az elhanyagolható mértékű deformációja miatt megfelelő támasztásokkal van helyettesítve, ezzel csökkentve a szimuláció elemszámát és komplexitását.

5.1. Hálózás A hálózás elkészítésénél szempont az elemszám minimalizálása és optimalizálása. A korábbi vizsgálat eredményeit felhasználva meghatározható a hálósűrítés szükséges helyei. A lágyszövetek nagymértékű alakváltozása miatt a kontaktok közelében és a támasztófelületeken volt szükséges a hálót sűríteni (42. ábra). A csontok hálóját nem sűrítettem, mert szignifikánsan megnövelné az elemszámot, de az alakváltozása ezt nem indokolja (43. ábra).

Támasztófelület, nagy deformáció Kontakt a lágyszövetek és a protézistok között

42. ábra - A háló

36

Az optimális háló 2,7 millió elemből, míg ez a szimuláció csak 310845 elemből áll, nagyobb elemszámú szimulációhoz nem állt rendelkezésre számítási kapacitás, ezért azokat az elemeket, amelyek nem a kiemelt felület közelében vannak szignifikánsan nagyobbak, ami az eredmények pontos értékét befolyásolhatja, de nagyságrendileg jó eredményeket szolgáltat (43. ábra).

43. ábra - A hálózás metszete

5.2. Peremfeltételek A peremfeltételek meghatározásakor a protézistok elhanyagolását kell megfelelő támaszokkal ellensúlyozni, a valós terhelést megvalósító peremfeltétel rendszert kell létrehozni. 37

A lágyszövetek és a csontok bonded kötéssel vannak összekapcsolva (44. ábra).

44. ábra - A lágyszövetek és a csontok kapcsolata

A 912 [N] terhelés a csípőcsont és gerinc találkozási felületeinél lett felterhelve a gerinccel párhuzamos irányban (45. ábra).

45. ábra - A terhelés

38

A fél modell hatásait súrlódásmentes támasszal, a protézistok elhanyagolását súrlódásmentes és fix támaszokkal ellensúlyoztam (46. ábra).

Súrlódásmentes támasz fél modell miatt

Súrlódásmentes támasz protézistok miatt Fix támasz protézistok miatt

46. ábra - A támaszok

5.3. A szimulációk A szimulációkban több optimalizációs lépésben hoztam létre egy olyan modellt, amely a rendelkezésre álló számítási kapacitással és idővel a korábbi vizsgálatok és tapasztalatok eredményeit alátámasztó és működőképes modellt hoz létre. A teljes deformáción és a megnyúláson az ülőcsont és a protézistok között összenyomódó és a femur elfordulása miatt a protézistok falának nyomódó lágyszövetek alakváltozása figyelhető meg (47. ábra).

39

Csípőcsont elfordulása miatti elmozdulás (nem releváns)

Az ülőcsont és a protézistok között összenyomódó

Femur elfordulása miatt

47. ábra - A teljes deformáció

Az ülőcsont és a protézistok között összenyomódó

48. ábra - A megnyúlás

40

Megfelelő skálázással a feszültség ábrán az ülőcsont és a protézistok közötti összenyomódott szövetet, valamint a femur nagytomporának az elfordulása miatt a protézistok falán támaszkodó lágyszövet figyelhető meg maximálisan ~75 [KPa] feszültséggel.

A femur nagytomporának az elfordulása miatt a protézistok falán támaszkodó lágyszövet

Az ülőcsont és a protézistok közötti összenyomódott lágyszövet

49. ábra - A feszültségeloszlás metszet frontalis síkkal párhuzamosan

A saggitalis síkkal párhuzamos metszeten a femur inferior (az amputáció helyén) támaszkodik a lágyszöveteken keresztül a protézistokhoz maximálisan ~125 [KPa] feszültséggel (50. ábra). 41

A femur támaszkodása a protézistokra a lágyszöveteken keresztül

50. ábra – A feszültségeloszlás metszet saggitalis síkkal párhuzamosan

A kényelmetlen viselet oka a fentebb kifejtett optimálistól eltérő feszültségeloszlás, a teherviselő felületek koncentráltan adják át a terhelést a protézistoknak és ezeken a pontokon a lágyszövetek nagymértékben deformálódnak, összenyomódnak, ami hosszútávon a kényelmetlen viseletet okozza.

42

6. ÖSSZEFOGLALÁS/EREDMÉNYEK ÉRTÉKELÉSE 6.1. Eredmények A szimulációk igazolták, hogy a lágyszöveteken a teherviselő felületeknél tuber ischiadicum (csípőcsont alsórésze, ülőgumó), femur nagytompora és femur inferior szignifikánsan nagyobb terhelés adódik át a protézistokra, ahol a fájdalmat tapasztalt a páciens. A korábbi vizsgálatok eredményeivel, az irodalomkutatással, a páciensek leírásával, a műszaki szemlélettel összhangban lévő adatokat kaptam. A protézis és az emberi szervezet közötti kapcsolatot és annak kialakítását megismertem a munka során, szembesültem orvostechnikai, biomechatronikai fejlesztési projekt fő lépéseivel és nehézségeivel.

6.2. Javaslatok/Következtetések/Tanulságok A geometria kialakításánál előnyösebb lenne egy helyen és egy módszerrel mérni. A mostani mérés nagy hátránya, hogy a lágyszövetek deformált alakban vannak, és nagy tűréssel rendelkeznek, így a szimuláció eredményeit nagymértékben befolyásolhatják, ha a peremfeltétel rendszerrel nem tudjuk megfelelően ellensúlyozni. A szimuláció további pontosítása érdekében a hálót és a geometriát tovább kell finomítani a megfelelő helyeken, a protézistok szimulációban való megjelenése és a kontakt problémáinak megoldása tovább javítana az eredményen. A továbbfejlesztett modellel lehetőség van a járás többi fázisainak vizsgálatára. A szimulált eredményeket ajánlott egy megfelelő méréssel ellenőrizni.

43

7. FELHASZNÁLT FORRÁSOK AmaranteI, M. V., PereiraII, M. V. S., DarwishIII, F. A. I. & Freitas, C. A., 2008. Virtual analysis of stresses in human teeth restored with esthetic posts. http://www.scielo.br/scielo.php?script=sci_arttext&pid=S151614392008000400014, www.scielo.br. Cambridge University, E. D., 2003. Materials Data Book. Cambridge: Cambridge University Engineering Department. Huang, B. és mtsai., 2012. Dynamic Characteristics of a Hollow Femur. Life Science Journal, 1(9), pp. 723-726. Kahtan Al-Khazraji, J. K. a. P. S. A., 2012. Tensile and Fatigue Characteristics of Lower-Limb Prosthetic. University of Technology, Baghdad, Iraq, Materials Engineering Department. Karácsony, T., 2015. Biomechatronika projekt: Csonk és protézis kapcsolatának vizsgálata. Budapest: MOGI. Linthorne, N. P., 2001. Analysis of standing vertical jumps using a force platform. Sydney, New South Wales, Australia: School of Exercise and Sport Science, The University of Sydney. Martins, P. A. L. d. S., Jorge, R. N. & Ferreira, A., 2012. A comparative study of several material models for prediction of hyperelastic properties: Application to SiliconeRubber and Soft Tissues. Portugal, Blackwell Publishing Ltd. Ortotek, 2015. http://www.ortotek.com/en/product/3-ayakli-erkek-soket-adaptor-ss. .: .. Ozen, M., Sayman, O. & Haviticioglu, H., 2013. Modeling and stress analyses of a normal foot-ankle. hely nélk.:ismeretlen szerző Peacock, M. és mtsai., 2009. Race and sex differences in bone mineral density and geometry at the femur. Bone, 45(2), p. 218–225. Promobil Kft., 2015. Budapest [Interjú] 2015. SotePedia, 2015. A csontszövet http://sotepedia.hu/aok/targyak/orvosi_elettan_a-d/kalcium_2: SOTE.

élettana.

Streifeneder, 2015. https://www.streifeneder.com/op. .: .. Tamás, P., Bojtos, A., Décsei-Paróczi, A. & Dr. Fekete, R. T., 2014. Végeselem módszerek. ISBN 978-963-313-145-9 szerk. Budapest: BME MOGI. The Amputation Surgery Education Center , 2007.. Prosthetics Research Study. [Online] Available at: http://www.ampsurg.org/html/ak2/AK2outline.html [Hozzáférés dátuma: 2015.].

44

8. MELLÉKLETEK 1. Modellezési és szimulációs fájlok: a. A fájlok mérete miatt nem lehetséges csatolni (~40 GB), kérem, vegye fel velem a kapcsolatot: [email protected]

45