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Degenerative Veränderungen der Wirbelsäule sowie Rückenschmerzen können als Volkskrankheit betrachtet werden. Ein falsches Belasten der lumbalen Rückenstrukturen wird häufig als einer der Faktoren angesehen, die degenerative Prozesse beschleunigen können, was zu Rückenschmerzen führt. Eine degenerative Veränderung kann bspw. das Auftreten einer Spinalkanalstenose in Folge von Wirbelgleiten sein. Die chirurgische Behandlung der Spinalstenose konzentriert sich hauptsächlich auf die Dekompression des Spinalkanals mit oder ohne zusätzliche Fusion mittels dorsaler Spondylodese. Dabei gibt es unterschiedliche Meinungen darüber, ob eine Fusion zusammen mit der Dekompression einen potenziellen Nutzen für Patienten hat oder eine Überbehandlung darstellt. Konventionelle Therapien als auch chirurgische Methoden zielen darauf ab, eine “gesunde” (oder zumindest schmerzfreie) Lastverteilung wiederherzustellen. Dementgegen ist überraschend wenig über die interindividuelle Variabilität der Lastverteilung in “gesunden” Lendenwirbelsäulen bekannt. Da medizinische Bildgebungen keine Informationen über innere Kräfte liefern, könnte die Computersimulation individueller Patienten ein Instrument sein, um eine Reihe neuer Entscheidungskriterien für diese Fälle zu gewinnen. Der Vorteil liegt dabei in der Berechnung der inneren Belastungsverteilung, was zum Beispiel in in-vivo Untersuchungen nicht möglich ist, da Messungen der inneren Kräfte am lebenden Menschen ethisch sowie teilweise auch technisch nicht umsetzbar sind. In der vorliegenden Forschungsarbeit wurde der vorwärtsdynamische Ansatz zu Berechnung der Belastungsverteilung in Mehrkörper-Modellen von individuellen Lendenwirbelsäulen verwendet. Die Arbeit gliedert sich dabei in drei Teile: (I) Zum einen wird die Belastungsverteilung in Abhängigkeit der individuellen Krümmung der Lendenwirbelsäule quantifiziert. (II) Des Weiteren werden Konfidenzbereiche des zeitlichen Verlaufs von Drehzentren bestimmt, mit welchen das Bewegungsverhalten von gesunden Lendenwirbelsäulen beschrieben werden kann. (III) Drittens werden die Auswirkungen von Dekompressionsoperationen auf die Belastungsverteilung von Lendenwirbelsäulen bestimmt.
Entwicklung eines Computermodells der lumbalen Wirbelsäule zur Bestimmung mechanischer Belastungen
(2009)
Ziel der Arbeit war die Erstellung eines MKS-Modells der menschlichen lumbalen Wirbelsäule zur Ermittlung der mechanischen Belastungen innerer Körperstrukturen. Die Oberflächen der Wirbelkörper wurden aus CT-Daten menschlichen Sektionsguts als CAD-Oberflächen generiert und bilden das Grundgerüst des Modells. Die genaue Positionierung des Facettengelenke ist dabei vorgegeben ebenso wie die Ansatzpunkte und Verlaufsrichtungen der ligamentösen Strukturen. Zwischen den starren Wirbelkörpern wurden elastische Bandscheiben eingeführt, deren Mittelpunkte als jeweiliges Drehzentrum der entsprechenden funktionalen Einheiten definiert sind. Damit sind gleichzeitig die Hebelarme zu den Ansatzpunkten der einzelnen Bänder festgelegt. Das mechanische Verhalten dieser verschiedenen Strukturen wurde über physiologische Gleichungen oder Kennlinien in das Modell implementiert. So wurde für die Facettengelenke ein Ansatz für Kontaktkräfte in horizontaler Richtung eingeführt. Für die Kraftentwicklung bei Dehnung der Bänder fanden individuelle Kennlinien aus der Literatur Verwendung. Bei der Deformation der Bandscheiben folgt die Kraftentwicklung einer mechanischen Relation in Abhängigkeit der Deformation sowie der Deformationsgeschwindigkeit. Die entsprechenden Materialkonstanten in den Gleichungen wurden über experimentelle Messdaten aus der Literatur ermittelt. Dem Aufbau von Drehmomenten bei Auslenkung der Bandscheiben um die drei möglichen Rotationsachsen liegen wiederum Kennlinien aus der Literatur zugrunde. In Anpassung an diese experimentell ermittelten Kurven wurden mechanische Gleichungen entwickelt, die letztendlich in das Modell implementiert wurden und die bei jeweiliger Verdrehung der Bandscheibe die Entwicklung eines entsprechenden Moments angeben. Die Validierung des Modells erfolgt auf der einen Seite über die Gleichgewichtsbedingung, bei der die Summe aller Kräfte und Drehmomente bezüglich des Schwerpunkts einer funktionalen Einheit Null sein muss. Dieser Zustand konnte mit dem Modell eindeutig nachgewiesen werden. Auf der anderen Seite konnten punktuell Messergebnisse aus der Literatur über die Modellrechnungen in guter Näherung reproduziert werden. Hier besteht jedoch die Schwierigkeit, dass Messungen an Sektionsgut immer nur in isoliertem Zustand und in einem definierten Versuchsaufbau mit Belastung nur einer Richtung durchgeführt wurden. Innerhalb des Modells befinden sich die Strukturen in einem beweglichen Verbund und unterliegen damit vielfältigen mechanischen Einflüssen, was der Realität im menschlichen Körper auch wesentlich mehr entspricht. Dennoch spiegelt das Materialverhalten der elastischen Elemente innerhalb des Modells größenordnungsmäßig die Ergebnisse der verschiedensten experimentellen Messungen aus der Literatur wider. Zur Simulation unterschiedlicher Belastungssituationen wurde das Modell der Lendenwirbelsäule in verschiedenen Fallbeispielen der Einwirkung einer jeweils konstanten äußeren Kraft unterschiedlicher Größe ausgesetzt. Nach einer kurzen Phase der Bewegung aller Teilstrukturen stellte sich in jedem gerechneten Fallbeispiel ein neuer Gleichgewichtszustand ein. Für alle implementierten Strukturen, wie Bandscheiben, Bänder und Facettengelenke, konnte der zeitliche Verlauf der Belastungszunahme sowie die Belastung im Endzustand berechnet werden. Eine Überprüfung ergab, dass sich alle Ergebnisse im physiologisch gesunden Wertebereich befanden. Damit ist der Nachweis erbracht, dass mit dem vorliegenden Modell ein Instrument entwickelt wurde, das im Rahmen der Genauigkeit des Modells die Belastung der inneren Strukturen bei äußerer Krafteinwirkung zuverlässig berechnet werden können. Die Anwendungen eines derartigen Modells sind vielfältiger Art. Durch Variationen von Parametern können die verschiedensten Situationen simuliert werden. Beispiele sind hier die Auswirkung von degenerierten Bandscheiben mit völlig anderem Materialverhalten auf die umgebenden gesunden Teilstrukturen. Weitere Krankheitsbilder wie schwache Bänder, Wirbelgleiten, Knochenveränderungen oder auch der Einfluss von operativen Maßnahmen wie Versteifung einzelner Abschnitte oder die Einsetzung von Implantaten können damit simuliert werden und ermöglichen quantitative Aussagen über die Veränderung der Beanspruchung der angrenzenden Strukturen. Als Beispiel einer Anwendung in der Medizin wurde der Fall einer degenerierten Bandscheibe aufgezeigt. Die Bandscheibe wurde chirurgisch entfernt und durch ein Implantat zur Versteifung ersetzt. Mit Hilfe der Simulationsrechnung wurde die Auswirkung der Versteifung auf die Deformation der angrenzenden Bandscheiben und die veränderte Kraftentwicklung dargelegt.