BR112012011415A2 - processo para o comando de uma articulação ortética ou proteína de uma extremidade inferior - Google Patents

Abstract

PROCESSO PARA O COMANDO DE UM ARTICULAÇÃO ORTÉTICA OU PROTETÍCA DE UMA EXTREMIDADE INFERIOR. A presente invenção refere-se a um processo para o comando de uma articulação ortética ou protética de uma extremidade inferior, com um conjunto de resistência ao qual está alocado ao menos um atuador, através do qual será modificada a resistência à flexão e/ou estiramento na dependência de dados sensoriais, sendo que através dos sensores durante o uso de articulação serão oferecidas informações sobre o estado momentâneo. Os dados sensoriais serão determinados por ao menos um conjunto para captar ao menos dois momentos ou um momento e uma força. Os dados sensoriais de ao menos duas das grandezas determinadas serão enlaçados através de uma operação matemática e assim será calculada ao menos uma variável auxiliar que é tomada por base para o comando da resistência de flexão e/ou de estiramento.

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "PROCESSO PARA O COMANDO DE UMA ARTICULAÇÃO ORTÉTICA OU PROTÉTI- CA DE UMA EXTREMIDADE INFERIOR". Descrição 5 A presente invenção refere-se a um processo para o comando de uma articulação ortética ou protética de uma extremidade inferior, com um conjunto de resistência ao qual está alocado ao menos um atuador, atra- vés do qual - na dependência de dados sensoriais - a resistência à flexão e/ou estiramento é modificada, sendo que durante a utilização da articulação 1O através dos sensores são fornecidas informações de estado.

Articulações de joelho para orteses ou próteses apresentam um componente acoplador superior e um componente acoplador inferior que estão interligados através de uma articulação.

Normalmente, no componente acoplador superior estão previstos encaixes para um coto da coxa superior ou um trilho da coxa superior, enquanto que no componente acoplador infe- rior está prevista uma haste de coxa inferior ou um trilho de coxa inferior.

No caso mais simples, no caso mais simples, o componente acoplador superior e componente acoplador inferior estão interligados de modo giratório por uma articulação de eixo único.

Uma disposição deste tipo somente é sufici- ente em casos excepcionais para garantir o êxito desejado, ou um apoio no encaixe de uma ortese ou uma imagem de andar natural no caso de empre- go em uma prótese.

Para representar da forma mais natural possível as diferentes exigências durante as diferentes fases de um passo ou em outras ações ou para reforçar estes aspectos, são previstos conjuntos de resistência que ofe- rece uma resistência à flexão e uma resistência à extensão.

Por meio da re- sistência de flexão é ajustado com que grau de facilidade à haste da coxa inferior ou o trilho da coxa inferior oscila para trás em relação à haste da co- xa superior ou trilho da coxa superior, por ocasião de uma força aplicada na unidade.

A resistência à extensão freia o movimento de avanço da haste da coxa inferior ou do trilho da coxa inferior e forma, entre outros, um batente de estiramento.

A partir do estado da técnica, por exemplo, DE 1O 2008 008 284 A 1, passou a ser conhecida uma articulação de joelho ortopédica técnica com um componente superior e com um componente inferior disposto girável no componente superior, sendo que ao componente inferior estão alocados 5 vários sensores, por exemplo, um sensor do ângulo de flexão, um sensor de aceleração, um sensor de inclinação e/ou um sensor de força.

O batente de extensão será determinado na dependência dos dados sensoriais.

O documento DE 10 2006 021 802 A1 descreve um comando de uma articulação de joelho de prótese passivo com amortecimento regulável 1O na direção da flexão, para adequação de um conjunto protético com meios acopladores do lado superior e um elemento de conexão com um pé artifici- al.

A adequação se verifica no processo de subir uma escada, sendo detec- tado o levantamento lento do pé protético e o amortecimento da flexão, em uma fase de levantamento, será reduzida abaixo de um nível que é adequa- do para andar no plano.

O amortecimento de flexão pode ser neutralizado na dependência da alteração do ângulo do joelho e na dependência da força axial, atuante sobre a coxa inferior.

Constitui objetivo da invenção prover um processo para coman- do de uma articulação de joelho artificial, com o qual é viabilizada uma ade- quação - dependente da situação - da resistência de flexão e da resistência de extensão.

O processo de acordo com a invenção para o comando de uma articulação ortética ou protética de uma extremidade inferior com um conjun- to de resistência, ao qual está alocado ao menos um atuador, através do qual é alterada - na dependência de dados sensoriais - a resistência de fle- xão e/ou de estiramento, sendo que através dos sensores, durante o uso da articulação do joelho, são oferecidas informações sobre o estado, sendo que o processo prevê que os dados sensoriais sejam determinados ao menos por um conjunto para o registro de, no mínimo, - dois momentos ou; - um momento e uma força; ou - dois momentos e uma força, ou

- duas forças e um momento, e os dados sensoriais de ao menos duas das grandezas deter- minadas serão reciprocamente enlaçadas por uma operação matemática e, desta maneira, é calculado ao menos uma variante auxiliar que é tomada por 5 base para o comando da resistência de flexão e/ou de estiramento.

Os sen- sores que podem ser conformados, por exemplo, como sensores de momen- to do joelho ou do tornozelo, ou de carga axial, oferecem dados básicos a partir dos quais é calculada uma variável auxiliar através de uma operação matemática como, por exemplo, adição, multiplicação, subtração ou divisão. 1O Esta variável auxiliar tem a possibilidade de fornecer dados suficientes a fim de que, baseado nestes dados, ser calculada uma adequação das resistên- cias.

A variável auxiliar possibilita de modo e maneira rápida, sem grande esforço no sentido de cálculos, oferecer uma grandeza característica através da qual pode ser calculada a resistência atual a ser ajustada como grande- za-alvo, podendo o atuador ser comandado de modo correspondente para que a resistência desejada seja alcançada.

No caso, estão previstos como variáveis auxiliares momentos de corte, forças de corte, forças ou distâncias, sendo que como variável auxiliar podem ser determinados, por exemplo, forças e momentos que atuam nos locais da ortese ou da prótese que não oferecem acesso direto através de sensores.

Enquanto que os sensores de- terminam apenas as forças ou momentos atuantes diretamente, através do cálculo da variável auxiliar poderá ser usada uma grandeza para avaliar o ajuste das resistências que não precisa ser captado diretamente.

Isto ex- pande as possibilidades na avaliação no sentido de que quando uma resis- tência deste tipo deve ser ajustada, em qual momento do movimento ou em qual posição da articulação ou da prótese.

Basicamente, é possível determi- nar ao mesmo tempo várias variáveis auxiliares, integrando-as para o efeito de comando.

Os sensores estão dispostos, por exemplo, na haste da coxa in- ferior ou no trilho da coxa inferior, bem como na região das articulações.

A variável auxiliar pode representar uma grandeza física na forma de um sen- sor virtual.

Como esta variável, entre outros, é calculada com base em mo-

mentos, forças e dimensões geométricas da articulação artificial, poderá ser determinada como variável auxiliar uma força, uma distância de uma força em relação a um ponto de referência ou a uma altura de referência, um mo- mento de corte ou uma força de corte em uma altura de referência.

Como 5 variável auxiliar poderá ser determinada a distância de um vetor de energia em relação a um eixo em uma altura de referência, um momento de corte em uma altura de referência ou uma força de corte.

Assim, por exemplo, po- derá ser calculada a distância do vetor da força reacional do solo dividindo- se um momento pela força axial.

Para tanto, por exemplo, está previsto que 1O ao menos um conjunto para registrar o momento, por exemplo, um sensor de momentos, registre o momento de joelho, de maneira que é determinada a variável auxiliar como sendo a distância do vetor da força de reação de solo, por exemplo, na altura do joelho, ou seja, no altura do eixo da articula- ção do joelho.

Também é possível determinar a distância em relação ao eixo longitudinal, por exemplo, determinar a distância em relação a um ponto de referência em um eixo longitudinal sendo que o eixo longitudinal interliga os conjuntos para registrar o momento.

Assim sendo, por exemplo, poderá ser usada a distância de um vetor de força em relação ao eixo longitudinal do componente acoplador inferior na articulação de joelho, ou seja, no compo- nente da coxa inferior.

É determinável como variável auxiliar da distância do vetor de força em relação para com um eixo no componente acoplador de articulação em uma posição referencial por meio do enlace de dados de ao menos um conjunto para captação de dois momentos e de uma força.

Basicamente, também é possível usar outras alturas de referên- cia, sendo que o conjunto para captar o momento está montado na altura referencial ou sendo calculado o momento em uma altura referencial pela adição ponderada de dois momentos que não se encontram na altura refe- rencial.

Como variável auxiliar poderá ser determinado um momento de corte ou uma força de corte por um componente em uma altura referencial.

A vari- ável auxiliar que é captada com o sensor virtual - ou seja, pelo enlace ma- temático de vários valores sensoriais - será calculada em uma unidade de cálculo, por exemplo, um micro processador.

Especialmente podem ser destacadas as seguintes grandezas como variáveis auxiliares para comando de uma articulação de joelho artifi- cial, qual seja, a distância da força reacional do solo em relação ao eixo da articulação do joelho ou o momento da força de reação do solo ao redor do 5 eixo do joelho, a distância da força de reação do solo na altura do pé ou o momento que gera a força de reação de solo ao redor do eixo da coxa inferi- or na altura do pé, especialmente na altura do solo.

Outra possibilidade para calcular a variável auxiliar reside em que é determinada a distância do vetor de força em relação ao eixo da coxa 1O inferior em uma posição referencial pelo enlace de dados de dois conjuntos para captação de um momento e de um sensor de força axial.

Quando aqui se aborda um sensor de momento esta formulação abrange também conjun- tos para captação de um momento que se compõe de várias componentes e não precisa estar necessariamente dispostos no local onde atua o mo men- to.

Também é possível determinar um momento de corte em uma altura referencial por uma adição ou subtração ponderada dos valores de um sensor de momento de tornozelo e de um sensor de momento de joelho.

O momento de corte será, então, a variável auxiliar em cuja base será corres- pondentemente regulado o comando.

Além disso, é possível e previsto que na qualidade de variável auxiliar seja determinada uma força transversal, exercido sobre um compo- nente acoplador inferior, por exemplo, o pé, força esta oriunda do coeficiente da diferença de dois momentos, por exemplo, do momento do joelho e do momento do tornozelo e da distância dos sensores de momento.

Baseado na variável auxiliar determinada ou de várias variáveis será, depois, calcula- do e ajustado o correspondente valor de resistência.

Depois da transposição do máximo para a variável auxiliar, a resistência poderá ser continuamente reduzida com a variável auxiliar a fim de viabilizar uma flexão mais fácil da articulação em rampas ou em escadas.

Ao ser alcançado o ultrapassado um valor predeterminado para a variável auxiliar poderá ser comutado o conjunto de resistência para o es-

tado da fase oscilante, com o que resulta uma regulagem básica do amorte- cimento da flexão e do amortecimento da extensão modificada em compara- ção com o estado de fase momentânea.

Para tanto, está previsto um mo- mento do corte ou a distância do vetor da força reacional do solo na altura 5 do pé.

Está prevista o provimento de sensores para determinação do ângulo do joelho, velocidade de articulação do joelho, uma posição de trilho da coxa superior, ou uma posição da coxa superior, uma posição da coxa inferior ou uma posição da haste da coxa inferior, a alteração dessas posi- 1O ções e/ou a aceleração da ortese ou prótese, sendo também usados os seus dados, além do emprego da variável auxiliar, para o efeito de comandar a resistência, ou seja, as resistências.

Para que se verifique uma adequação com menor flexão possí- vel da resistência às condições de estado, está previsto que tanto para o registro de dados como também para o cálculo da variável auxiliar e da ade- quação de resistência se verifiquem em tempo real.

Preferencialmente, a alteração de resistência tem lugar continuamente com a variável auxiliar e/ou com os dados do sensor a fim de ser realizada uma adequação suave da alteração do comando de maneira que o usuário da ortese ou da prótese não tenha que enfrentar modificações abruptas do comportamento da ortese ou da prótese.

Além disso, está previsto que no caso de um alívio verificado, ou seja, uma redução da força reacional do solo sobre a ortese ou prótese, por exemplo, ao levantar a perna, sendo reduzida a resistência à flexão e, no caso de carga crescente, será aumentada a resistência à flexão.

Em uma posição parada deste tipo, que está prevista de modo latente e que sempre é cumprida quando se apresenta o padrão natural do movimento, a resistên- cia pode conduzir até um bloqueio da articulação.

O aumento e a diminuição da resistência se verificam de modo preferido continuamente, possibilitando uma transição suave, o que se aproxima do movimento natural e resulta em uma sensação de segurança no portador da prótese ou da ortese.

Modifi- cando-se a variável auxiliar, o bloqueio ou a intensificação da resistência que foi ativada na posição parada, pode ser suspenso ou reduzido, por exemplo, baseado na modificação da posição da prótese ou da ortese no espaço.

Está basicamente previsto que a transição da fase parada para a fase oscilante se processa na dependência de carga, e também é possível 5 deslizar a partir do ajuste de resistência para a fase parada no ajuste de re- sistência para a fase oscilante através de uma adequação progressiva das resistências e, em caso de necessidade, ou seja, na presença de dados cor- respondentes para a variável auxiliar, é viável também progressivamente retornar novamente para a fase parada.

Isto é vantajoso porque especial- 1O mente para viabilizar uma fase oscilante na rampa, quando como variável auxiliar, é empregada a força transversal na coxa inferior.

Outro aspecto da invenção prevê que a resistência é modificada na dependência de uma temperatura medida.

Deste modo, torna-se possível proteger o conjunto de resistência ou também outros componentes da articu- lação artificial, ortética ou protética, contra aquecimento demasiado intenso.

Um aquecimento pode fazer com que se apresente uma falha da articulação, porque partes da articulação perdem a forma ou a resistência estrutural ou porque a eletrônica é operada fora dos parâmetros de serviço permitidos.

No caso, a resistência será preferencialmente modificada de tal maneira que a energia dissipada é reduzida.

Baseado no menor volume de energia a ser transformado o conjunto de resistência ou outros componentes da articula- ção artificial pode esfriar e trabalhar em uma faixa de temperatura para a qual são previstos.

Além disso, pode estar previsto que o conjunto de resis- tência seja adequado de tal maneira que sejam compensadas modificações que se apresentam baseado em uma alteração de temperatura.

Com a dimi- nuição, por exemplo, da viscosidade de um liquido hidráulico baseado no aquecimento, o conjunto de resistência poderá ser correspondentemente reajustado para continuar a oferecer as resistências à flexão e resistências à extensão já habituais a fim de que o usuário da prótese ou da ortese pode continuar a confiar a um comportamento da articulação artificial que já é fa- miliar.

Em uma variante está previsto que para a fase da parada, por exemplo, durante o andar, com crescente temperatura será aumentada a resistência.

No caso, pode ser aumentado tanto a resistência à extensão como também a resistência à flexão.

Pela resistência majorada, o usuário é forçado a andar mais lentamente e, desta maneira, poderá integrar menos 5 energia na articulação.

Desta maneira, a articulação pode esfriar de maneira que pode ser operada dentro dos parâmetros de serviço admissíveis.

Outra variante prevê que, no andar, seja reduzida a resistência à flexão para a fase oscilante no caso de temperatura crescente.

Caso dentro ou para a fase oscilante seja reduzida a resistência à flexão, isto resulta em 1O que a articulação oscila em maior extensão.

Com isto, o pé da prótese al- cançará mais tarde e na direção de avanço a colocação do calcanhar, com o que o usuário novamente é forçado a andar mais lentamente, o que resulta em menor transformação energética em calor.

A resistência poderá ser modificada ao ser alcançado ou trans- posto o valor de umbral da temperatura.

No caso, a resistência poderá ser modificada saltiforme ao ser alcançado ou ultrapassado um umbral de tem- peratura, de maneira que uma conversão do valor da resistência, ou seja, dos valores de resistência, terá lugar.

Está previsto vantajosamente que uma alteração contínua da resistência se verifique com a temperatura, depois de ter sido alcançado o valor de umbral da temperatura.

A extensão com que é determinado o valor de umbral da temperatura depende dos respectivos pa- râmetros de construção, de materiais empregados e da uniformidade visada do comportamento de resistência da prótese ou da ortese.

A resistência na fase parada, entre outros aspectos, não pode ser aumentada em tal exten- são que desta forma seja gerada uma situação crítica para a segurança, por exemplo, ao descer por uma escada.

A alteração de resistência induzida pela temperatura não é o ú- nico parâmetro de comando de uma alteração de resistência, mas, ao con- trário, está previsto que uma alteração de resistência induzida pela tempera- tura seja superposta a uma alteração de resistência funcional.

Uma articula- ção artificial, por exemplo, uma articulação de joelho ou de tornozelo será controlada, dependendo da situação, através de um grande número de pa-

râmetros, de maneira que as alterações de resistência funcionais, que se verificam, por exemplo, na base da velocidade do processo do andar, da situação do andar, ou de semelhantes fatores, serão complementadas pela alteração de resistência baseado na temperatura. 5 Além disso, pode ser previsto que ao ser alcançado ou ultrapas- sado um valor de umbral da temperatura é liberado um sinal de alerta para conscientizar o usuário da prótese ou da ortese que a articulação ou o con- junto de resistência se encontram em uma faixa de temperatura crítica.

O sinal de alerta pode ser liberado como sinal de alerta táctil ótico ou acústico. 1O Também estão previstas combinações das diferentes possibilidades de indi- cação.

Preferencialmente, será medida a temperatura do conjunto de resistência sendo tomado por base para o comando e alternativamente tam- bém outros conjuntos podem ser sujeitos à medição da temperatura quando esta apresentar um comportamento de temperatura crítica.

Caso, por exem- plo, uma eletrônica de comando seja especialmente sensível à temperatura, recomenda-se fazer o seu controle em forma alternativa ou complementar para com o conjunto de resistência e prever ali um sensor de temperatura correspondente.

Caso diferentes componentes sejam sensíveis à temperatu- ra, por exemplo, em virtude dos materiais empregados, recomenda-se pre- ver nos pontos correspondentes um conjunto de medição para poder obter sinais de temperatura correspondentes.

Pode estar previsto um conjunto de reajuste, através do qual é modificado o grau da alteração da resistência.

Por exemplo, na base de da- dos determinados, por exemplo, do peso do usuário da ortese ou da prótese, ou da força axial determinada ao pisar, pode ser reconhecido que terá que ser feita uma alteração de resistência elevada além das proporções.

Tam- bém existe a possibilidade de que esteja previsto um conjunto de ajuste ma- nual, através do qual se verifica uma adequação da respectiva alteração de resistência, de maneira que pode se produzir uma alteração de resistência de modo tendencial maior ou menor na dependência de dados ajustados ou determinados.

Um dispositivo para realização do processo conforme acima descrito prevê que esteja presente um conjunto de resistência regulável, in- tegrado entre dois componentes articuladamente unidos de uma articulação artificial ortética ou protética, bem como estando presente um conjunto de 5 comando e sensores para o registro de informações de estado no dispositi- vo.

Está previsto um conjunto de reajuste através da qual pode ser ativada e/ou desativada uma modificação de resistência.

Desta maneira, torna-se possível, por exemplo, realizar uma alteração da resistência seletivamente controlada pela temperatura e, especialmente, ativar ou desativar de forma 1O consciente determinados modos, funções ou funções adicionais, por exem- plo, de um processo de comando do joelho.

Uma ampliação da invenção prevê que a resistência à flexão e/ou estiramento durante oscilante e/ou parada, ou durante a posição para- da, será adequada na base de dados sensoriais.

Enquanto que no estado da técnica é conhecido preservar um valor de reajuste, uma vez alcançado, pa- ra a fase oscilante ou parada, até que se apresente uma nova fase do andar, está previsto de acordo com a invenção que seja ajustada de forma variável uma adequação da resistência de flexão e/ou extensão, durante a fase pa- rada e/ou oscilante.

Durante a fase da parada, ou a fase oscilante, verifica- se, portanto, uma adequação contínua da resistência, no caso de estados que se modificam, por exemplo, maiores forças, acelerações ou momentos.

Ao invés do reajuste da resistência de flexão e da resistência a extensão através de umbrais de comutação, que após o alcance único formam a base para o ajuste das respectivas resistências, é previsto, de acordo com a in- venção, verificar-se um, ajuste variável e adequado das resistências, por exemplo, na base de uma avaliação de campos característicos.

Está prevista a formação de um campo característico para a resistência de flexão através da alavanca do joelho e do ângulo do joelho, verificando-se o comando da resistência na base do referido campo característico.

Para o comando de articulações artificiais na base de dados sensoriais, serão montados aqueles sensores que são precisamente neces- sários para garantirem um padrão de segurança na detecção de ultrapassa-

gens na fase do andar.

Se forem usados sensores que ultrapassam a medi- da mínima, por exemplo, para aumentar o padrão de segurança, esta redun- dância de sensores possibilita a concretização de comandos que aproveitam nem todos os sensores previstos junto ou dentro da articulação, preservan- 5 do, mesmo assim, um padrão mínimo de segurança.

Está previsto que a re- dundância de sensores é aproveitada para concretizar comandos alternati- vos que, no caso de uma falha de sensores, com os sensores que ainda es- tiverem trabalhando ainda possibilitam o andar com a fase oscilante, ofere- cendo um padrão mínimo de segurança. 1O Além disso, pode estar previsto que a distância do vetor de força reacional do solo em relação a uma parte articulada seja determinada, sendo a resistência reduzida quando for ultrapassado um valor de umbral da dis- tância, ou seja, quando a distância do vetor da força reacional do solo estiver situada cima de uma distância mínima em relação a um componente articu- lado, por exemplo, a um ponto no eixo longitudinal do componente da coxa inferior em uma determinada altura ou em relação ao eixo de giro da articu- lação do joelho.

Na fase parada, a resistência de flexão poderá ser reduzida para um valor adequado para a fase oscilante, quando, entre outros aspectos, for determinado um ângulo inercial do componente da coxa inferior, crescente relativamente ao plano vertical.

O ângulo inercial crescente do componente da coxa inferior mostra que o usuário da prótese ou da ortese está andando para frente, sendo que como ponto angular é considerada a extremidade distai do componente da coxa inferior.

Está previsto que a redução somente se verifica quando o aumento do ângulo inercial estiver situado acima de um valor de umbral.

Além disso, a resistência poderá ser reduzida quando o movimento do componente da coxa inferior relativamente ao componente da coxa superior não for flexível, isto é, sendo estirado ou permanecendo cons- tante, o que indica um movimento de andar para frente.

Ao mesmo tempo, a resistência poderá ser reduzida quando estiver presente o momento do joe- lho de estiramento.

Pode estar previsto que a resistência na fase parada somente será reduzida quando o ângulo do joelho for inferior a 5°. Desta maneira, é excluído que durante a fase oscilante e com um joelho dobrado, a articula- ção seja liberada de comando de uma forma não desejada.

A resistência poderá ser reduzida para um valor adequado para 5 a fase oscilante - também no caso de momento de joelho em flexão, quando for determinado que o momento do joelho se modifique da posição de esti- ramento para flexionado.

No caso, a redução se verifica imediatamente após a modificação do momento do joelho, da posição de estirado para flexiona- do.

Além disso, pode estar previsto que após uma redução, a resis- tência seja novamente aumentada para o valor na fase parada, quando den- tro de um tempo determinado após a redução da resistência, não for alcan- çado um valor de umbral para um ângulo inercial de um componente de arti- culação, para uma velocidade de ângulo inercial, para uma força de reação do solo, para um momento de articulação, para um ângulo articulado ou para uma distância do vetor de força em relação a um componente de articulação.

Expresso de outra maneira, a articulação será novamente ajustada para o estado da fase de parado caso dentro de um tempo predeterminado após a troca para o estado da fase oscilante, seja efetivamente determinada uma fase oscilante.

Isto se baseia em que a liberação da fase oscilante já se veri- fica antes de a ponta do pé ter abandonado o solo a fim de viabilizar uma indução da fase oscilante em tempo hábil.

Caso, depois, a fase oscilante não seja induzida, como ocorreria, por exemplo, no caso de um movimento cir- cundante, terá de ser feita novamente a conexão para a resistência de fase parada segura.

Para tanto, está previsto um timer que verifica se dentro de um determinado espaço de tempo está presente um valor previsto para uma das grandezas acima determinadas.

A resistência permanece reduzida, ou seja, a fase oscilante permanece ativada, quando for detectado um aumento do ângulo da articulação, ou seja, quando efetivamente for induzida uma fase oscilante.

Da mesma maneira, torna-se possível que depois de alcan- çado o valor do umbral e da liberação da fase oscilante, o timer somente será ativado quando se verificar uma queda de um segundo valor de umbral,

que é menor do que o primeiro valor de umbral.

Além disso, a invenção também poderá ser prevista para que a resistência à flexão seja aumentada ou não seja reduzida na fase parada, quando for determinado um ângulo inercial, decrescente na direção da verti- 5 cal, relativo a um componente de coxa inferior ou uma carga na parte dian- teira do pé.

Pelo acoplamento da grandeza do sensor de um ângulo inercial decrescente, de um componente da coxa inferior, na direção da vertical e na presença de uma carga na parte dianteira do pé, torna possível detectar com segurança a marcha para trás e não iniciar uma fase oscilante, ou seja, não 1O reduzir a resistência à flexão para evitar uma flexão indesejada da articula- ção do joelho quando na marcha para trás a perna tratada for posicionada para trás e aplicada.

Com isto, torna-se possível que a perna tratada seja solicitada na direção da flexão, ou dobrada, de maneira que torna possível a um paciente que possui uma prótese ou ortese, não será necessário ter de ativar um bloqueio separado para marchar para trás.

Um desenvolvimento da invenção prevê que a resistência seja aumentada ou ao menos não seja reduzida quando a velocidade de ângulo inercial e um componente da articulação não se situar abaixo de um valor de umbral ou, expresso de outra maneira, sendo induzida uma fase oscilante com uma queda da resistência de flexão quando a velocidade do ângulo i- nercial ultrapassar um determinado valor de umbral.

Também é possível que através da determinação do ângulo inercial de uma articulação, especial- mente do componente do flanco inferior, e da velocidade do ângulo inercial de um componente articulado, especialmente o componente da coxa inferior, seja determinado que o usuário da prótese ou da ortese está andando para trás, necessitando de uma articulação de joelho bloqueada contra flexão ou intensamente freada.

De modo correspondente, será aumentada a resistên- cia, desde que ainda não seja suficientemente elevada.

Além disso, poderá ser previsto que seja determinado o sequen- ciamento da carga sobre o pé dianteiro, sendo a resistência aumentada ou não sendo reduzida quando, no caso de um ângulo inercial decrescente, do componente da coxa inferior se verificar uma redução da carga sobre o pé dianteiro.

Enquanto que em um movimento de andar para frente, após a sessão do calcâneo a carga sobre a parte dianteira do pé somente aumenta quando o componente da coxa inferior for girado para frente, ultrapassando a vertical, diminuirá a solicitação do pé dianteiro na marcha para trás com 5 um ângulo inercial decrescente, de maneira que na presença dos dois esta- dos, ou seja, um ângulo inercial decrescente e uma solicitação decrescente da parte dianteira do pé, pode se concluir que está presente uma ação de andar para trás.

De modo correspondente será depois aumentada a resis- tência para aquele valor que está previsto para a ação de andar para trás.

Outra grandeza característica pode ser o momento do joelho que é registrado e que serve de base para aumentar ou não reduzir a resistência.

Quando for determinado um momento de joelho atuante na direção da fle- xão, ou seja, quando tiver sido colocado o pé protético, sendo detectado um momento de flexão no joelho, estará presente uma situação na qual se deve pressupor uma ação de andar para trás, de maneira que depois se justifica- ria um bloqueio de flexão, ou seja, um aumento da resistência para um valor que não viabiliza de modo simples uma flexão.

Também poderá ser previsto que o ponto de ataque de força no pé seja determinado, sendo aumentada ou não reduzida a resistência, quando o ponto de ataque de força se movimentar na direção do calcâneo.

O ângulo inercial do componente da coxa inferior poderá ser de- terminado diretamente sobre um sensor disposto no componente da coxa inferior ou poderá ser determinado do ângulo inercial de outro componente de acoplamento, por exemplo, do componente da coxa superior e um ângulo de articulação igualmente determinado.

Como o ângulo articulado entre o componente da coxa superior e o componente da coxa inferior também po- dem ser empregados para outros sinais de comando, resulta uma redundân- cia pela disposição múltipla de sensores e o aproveitamento múltiplo dos sinais, de maneira que também no caso de uma falha de um sensor continue sendo preservada a funcionalidade da prótese ou da ortese.

Uma modifica- ção do ângulo inercial de um componente articulado poderá ser determinada diretamente através um giroscópio ou de uma diferenciação de um sinal de ângulo inercial do componente articulado ou do sinal do ângulo inercial de um componente acoplador ou de um ângulo articulado.

A seguir, será descrito mais detalhadamente um exemplo de e- xecução da invenção. 5 As figuras mostram: figura 1 -apresentação esquemática de uma prótese; figura 2 - apresentação esquemática para calcular uma distân- cia; figura 3 - apresentação esquemática para calcular um momento do corte; figura 4- apresentação esquemática para calcular uma distância na base de vários valores sensoriais; figura 5 - apresentação esquemática para cálculo de uma força transversal; figura 6 - apresentação esquemática de sequenciamentos de valores do ângulo do joelho e uma variável auxiliar cronológica; figura 7 - comportamento de grandezas característica no caso de crescente resistência na fase parada; figura 8 - comportamento de grandezas características da resis- tência crescente na fase oscilante; figura 9 - sequenciamento de ângulo do joelho e curva de resis- tência ao andar em área plana; figura 1O - sequenciamento de ângulo de joelho e uma curva de resistência ao andar em um plano inclinado. figura 11 - uma apresentação da convenção de sinais para o angulo inercial e apresentação esquemática de uma prótese durante a fase de andar para trás; figura 12 - uma apresentação da convenção de sinais para o ângulo de joelho e o momento de joelho; figura 13 - um campo característico para a resistência sobre o ângulo do joelho e a alavanca do joelho. figura 14 - grandezas características ao andar em planos oblí-

quos, bem como: figura 15 - o comportamento de resistência no caso de máximos de força transversal diferentes.

A figura 1 apresenta esquematicamente uma prótese de perna 5 com uma haste de coxa superior 1 para encaixar o coto da coxa superior.

A haste da coxa superior 1 será também designada como componente acopla- dor superior.

No componente acoplador 1 superior está disposto um compo- nente acoplador inferior 2 na forma de uma haste de coxa inferior, tendo um conjunto de resistência.

No componente acoplador 2 inferior está previsto 1O um pé protético 3. Através de uma articulação 4, o componente acoplador 2 inferior está preso de forma girável no componente acoplador 1 superior.

Na articulação 4 está integrado um sensor de momento que determina um mo- mento de joelho atuante.

No componente acoplador 2 inferior está previsto um componente de ligação 5 com o pé protético 3, no qual está acondicio- nado um conjunto para determinação da força axial atuante, bem como do momento do tornozelo.

Também podem estar previstos sensores de ângulo e/ou de aceleração.

É possível que nem todos os sensores, ou sensores adicionais, estejam presentes em uma prótese de perna.

Além do conjunto de resistência que oferece a resistência de fle- xão e de estiramento, encontra-se no componente acoplador 2 inferior um conjunto de comando, através do qual é possível modificar a respectiva re- sistência na base dos dados sensória recebidos e da avaliação dos dados sensoriais.

Está previsto, para tanto, que os dados sensoriais sejam usados para gerar ao menos uma variante auxiliar que é preservada através de um enlace matemático de dois ou de vários dados sensoriais.

Com isto, torna-se possível entrelaçar vários sensores de força ou de momento a fim de calcu- lar forças, distâncias e/ou momentos que não estão presentes diretamente na região dos sensores.

Assim, por exemplo, torna-se possível calcular for- ças de corte, momentos de corte ou distâncias em diferentes planos referen- ciais a fim de que baseado nestes dados poder avaliar quais as funções que atualmente devem ser realizadas para que possa ser alcançado um padrão de andar mais natural possível.

Como funções são designadas aqueles se-

quenciamentos de comando que se apresentam no contexto de um movi- mento natural, ao passo que um modo é um estado de comutação que é induzido por um ato voluntário, por exemplo, pela ativação de uma chave separada ou de um sequenciamento consciente, eventualmente consciente, 5 porém de forma não natural, de movimentos.

A figura 2 apresenta esquematicamente como, a título de variá- vel auxiliar, é calculada a distância a da distância do vetor da força reacional do soo GRF para com o sensor de momento.

No presente caso, a variável auxiliar a é apresentada pela alavanca de joelho, também apresentada na 1O figura 13, sendo ali descrita vinculada com um comando de campo caracte- rístico - ali, todavia, com sinal inverso.

A distância a será calculada do quo- ciente do momento de joelho M e da força axial Fax· Quanto maior for o mo- mento de joelho em relação à força axial FAX, tanto maior será a distância a do vetor de força da reação de solo GRF na altura da referência, a qual, no presente caso, forma o eixo do joelho.

Na base da variável auxiliar a é pos- sível variar a resistência ao estiramento e/ou a resistência à flexão, já que por meio desta variável auxiliar a pode ser calculado, se e em qual estágio da fase parada ou da fase oscilante se encontra a prótese, de maneira que a partir deste estado será regulada uma resistência à flexão e/ou de estira- menta, previamente determinada.

Pela alteração da variável auxiliar a pode- rá ser determinado como decorre o movimento atual, de sorte que dentro do movimento, também dentro da fase parada ou oscilante, pode ser feita uma adequação da resistência ao estiramento e/ou flexão.

A alteração da resis- tência se processa, preferencialmente, de modo continuo e na dependência da modificação de uma ou de várias variáveis auxiliares.

Na figura 3, é determinada a variável auxiliar d como um mo- mento de corte Mx na altura x do solo.

No exemplo apresentado fixa-se o cálculo na altura do pé de modo que para a grandeza x possa ser suposto o valor O.

O momento de corte Mx, que é determinado na altura x do compo- nente acoplador inferior 2, é calculado de acordo com a fórmula d = Mx = MJ + M2-Ml *(x-/1) !2-ll sendo M1 o momento no componente acoplador 5, ou seja, normalmente o momento do tornozelo, o momento M2 representando o mo- mento do joelho, o comprimento 11 representando a distância do sensor do momento do tornozelo em relação ao solo, representando o comprimento 12 5 a distância do sensor do momento do joelho para o solo e o comprimento Mx representando a altura de referência sobre o piso no qual deve ser calculado o momento de corte Mx. Aqui verifica-se o cálculo da variável auxiliar d ex- clusivamente na base da medição de dois sensores de momento e do enlace matemática acima descrito. Baseado no moimento do corte Mx pode-se con- 1O cluir da carga dentro do componente acoplador inferior 2, de onde pode-se calcular a carga dentro do componente acoplador inferior 2, ou seja, do componente de ligação 5. De acordo com o tamanho e a orientação do corte podem ser reconhecidos diferentes cenários de carga que requerem um a- juste adequado da resistência de flexão e/ou do estiramento. Na base do respectivo momento de corte Mx momentaneamente atuante, que é memori- zado como variável auxiliar d no comando poderá depois ser realizado em tempo real o reajuste respectivo necessário no conjunto de resistência para ajustar a resistência correspondente. A figura 4 apresenta como outra variável auxiliar b na forma da distância do vetor de força reacional de solo GRF pode ser calculado em relação a um eixo, neste caso, a ligação dos dois conjuntos para o registro de momentos, em uma altura referencial para com o vetor de frça axial FAX· A variável auxiliar d é calculado de: Ml+ M2-Ml *(x-ll) b= 12-11

FAX representando M 1 o momento eficaz no componente de conexão 5, por exemplo, o momento de tornozelo na altura 11 do solo, o momento 12 representa momento do joelho na altura do eixo do joelho 4, que se encontra a uma distância 12 em relação ao solo. A grandeza x é a altura referencial do solo, a força FAX é a força axial atuante dentro do componente de ligação 5, ou seja, no componente acoplador inferior 2. Através da modificação da va-

riável auxiliar b, conforme descrito é possível regular continuamente, tanto durante a fase oscilante como também durante a fase parada, as respectivas resistências e adequá-la a alterações existentes. Desta maneira, torna-se possível ativar diferentes funções que são automaticamente reconhecidas, 5 por exemplo, uma função de uma posição em pé, através da qual é evitado, por exemplo, que a articulação do joelho se friccione de modo não intencio- nado. No caso específico, esta variável auxiliar será usada na altura x =O para liberar a fase oscilante. Na avaliação para a liberação poderá ser avaliado não apenas a 1O transposição do valor de umbral para a variável auxiliar b (x = 0), porém, também, a tendência. Assim, em uma marcha para trás, deve-se pressupor um sequenciamento inverso da variável auxiliar, ou seja, um deslocamento do ponto de ataque de força do dedo até o calcanhar. Neste caso, não deve- rá ser feita uma redução da resistência. A figura 5 apresenta esquematicamente como a força transver- sal ou a força tangencial FT pode ser calculada como quarta variável auxiliar c, sendo empregada para o processo do comando do joelho. A força tangen- cial FT e, portanto, também, a variável auxiliar c, resulta do quociente da dife- rença do momento do joelho e M2 e do momento do tornozelo M1 para com a distância 13 entre o sensor do momento do joelho e o sensor do momento do tornozelo.

c=Ft= M2-MI /3 Através da variável auxiliar c poderá ser reduzido continuamen- te, por exemplo, a resistência de flexão na fase de parada terminal no deslo- camento em planos oblíquos com a variável auxiliar decrescente, a fim de viabilizar uma oscilação mais fácil da articulação. A figura 6 apresenta, a título de exemplo, como pode ser apro- veitada uma variável auxiliar para determinar a liberação da fase oscilante. No gráfico superior está registrado o ângulo do joelho ~ sobre o tempo t, começando com a sessão do calcanhar HS e um ângulo de joelho essenci- almente uniforme no decurso da fase de parada até uma flexão do joelho,

pouco antes do levantamento da sessão dianteira do pé no momento TO.

Durante a fase oscilante aumenta-se- depois o ângulo do joelho KA, até que após o avanço do pé até o batente de estiramento se encontre novamente ao redor de O, sendo posicionado novamente o calcâneo. 5 Abaixo do diagrama do ângulo do joelho, pelo tempo t, é mos- trado o valor da distância b do vetor de força reacional do solo em relação ao eixo da coxa inferior de acordo com a figura 4, na altura de referência x = O.

Tão logo a variável auxiliar b tenha sido alcançado um valor de umbral T- HRES, isto terá de ser de tal modo reajustado para o comando de liberação 1O no sentido de reajustar as resistências que sejam adequados para a fase oscilante, por exemplo, por uma diminuição da resistência de flexão, para facilitar a flexão, pouco antes de a sessão dianteira do pé abandonar o solo.

A diminuição da resistência poderá então ser feita continuamente e não de maneira saltiforme.

Também é possível que a variável auxiliar b se altere novamente mostrando um percurso não previsto, sendo as resistências ade- quadas de modo correspondente, por exemplo, sendo a resistência majora- da ou a articulação do joelho até mesmo sendo bloqueada.

Além do comando mostrado das funções através de uma varian- te auxiliar, é possível usar várias variantes auxiliares para o comando da ar- ticulação artificial a fim de obter uma adequação mais precisa ao movimento natural.

Além disso, podem ser usados outros elementos ou parâmetros para o comando de uma prótese ou de uma ortese que não podem ser atribuídos às variáveis auxiliares.

A figura 7 está apresentada a título de exemplo no diagrama a dependência das grandezas características como sejam, o momento do joe- lho M, o potencial P e a velocidade v sobre a resistência RsrANCE na fase da parada no caso de uma articulação protética de joelho.

Na articulação da prótese do joelho estão integrados um conjunto de resistência e um atuador, através do qual é oposta a resistência contra a flexão e/ou o estiramento, que pode ser alterado.

Além de uma prótese pode também ser usada uma ortese de conformação correspondente e também são possíveis outros con- juntos de articulações como campo de emprego, como sejam, por exemplo,

elementos do quadril ou do pé.

No conjunto de resistência, normalmente se- rá transformada a energia mecânica em energia térmica a fim de frear o mo- vimento de um componente da coxa inferior relativamente a um componente da coxa superior, sendo que uma ação correspondente também se aplica a 5 outras articulações.

No caso, a temperatura do conjunto de resistência depende da extensão do potencial P que é aplicado durante a fase parada.

O potencial P depende do momento de joelho M eficaz e da velocidade v com a qual a ar- ticulação do joelho é flexionada.

Esta velocidade por sua vez depende no- 1O vamente da resistência RsTANCE que é oposta pelo conjunto de resistência apresentado ao respectivo movimento na fase parada.

Se na fase parada, após o calcâneo, a resistência à flexão, e no sequenciamento continuado em um movimento de extensão incipiente for aumentada, a resistência de ex- tensão se reduzirá à velocidade da movimentação dos componentes articu- lados em sentido recíproco convergente e, com isto, também a velocidade da movimentação do conjunto de resistência.

Pela diminuição da velocidade v, que é mais forte do que o leve aumento do momento M, se reduz o poten- cial P durante a fase parada, de maneira que a energia a ser transformada diminui de modo correspondente ao potencial P em redução.

De modo cor- respondente, com um resfriamento uniforme, se reduz também a temperatu- ra do conjunto de resistência ou daquele componente que é controlado rela- tivamente à sua temperatura.

A figura 8 apresenta a correlação das grandezas características descritas em relação à resistência RswiNG na fase oscilante.

Por ocasião de uma diminuição da resistência R durante a fase oscilante, diminui a veloci- dade do andar, o momento do joelho M e, portanto, também o potencial P aplicado de maneira que a energia a ser transformada será reduzida.

De maneira coresponde se reduz a temperatura do conjunto de resistência com uma resistência decrescente de fase oscilante.

Um comando de parada e/ou oscilante controlado pela temperatura pode - de modo complementar ao comando - ser feito através das variáveis auxiliares acima descritas ou tam- bém separadamente destas variáveis.

A figura 9 apresenta no diagrama superior o ângulo de joelho KA pelo tempo T começando com o chamado "heel strike", ou seja, a sessão do calcâneo, que normalmente é realizado com uma articulação de joelho esti- rada.

Durante a colocação do pé verifica-se uma reduzida flexão da articula- S ção do joelho, a chamada flexão da fase de parada para abrandar a coloca- ção do pé e da sessão do calcâneo.

Uma vez que o pé esteja completamen- te posicionado no solo, a articulação do joelho encontra-se totalmente esti- rada até o chamado "knee break" (interrupção do joelho), na qual a articula- ção do joelho é flexionada para mover a articulação do joelho para frente e 1O fazer o deslocamento sobre a sessão dianteira do pé.

Partindo deste referido "knee break" aumenta o ângulo do joelho KA até o ângulo de joelho máximo na fase oscilante para depois passar- após o avanço da perna dobrada e do pé protético - para uma posição estirada e ser posicionado novamente com o calcâneo.

Esse sequenciamento do ângulo do joelho é típico para o modo de andar em uma sessão plana.

No gráfico inferior está registrada a resistência R pelo tempo, de modo correspondente ao ângulo de joelho respectivo.

Deste gráfico pode-se verificar como se expressa uma alteração da resistência na fase oscilante e na fase parada que foi realizada, por exemplo, em virtude de uma alteração de resistência, induzida pela temperatura.

Se estiver presente uma resistên- cia de extensão ou de flexão, depende do sequenciamento do ângulo do joelho, sendo que com crescente ângulo de joelho ~. estará atuante a resis- tência de flexão, com ângulo de joelho decrescente, estará atuante a resis- tência de extensão.

Após o "heel strike" (aplicação do calcâneo), estará pre- sente uma resistência de flexão relativamente intensa e após a inversão do movimento estará presente uma resistência de extensão elevada.

Na inci- dência do "knee break" (interrupção do joelho) a resistência será reduzida para facilitar a flexão e o avanço do joelho.

Desta maneira, será facilitada a ação do andar.

Após a redução da resistência no "knee break" (interrupção do joelho) a resistência será mantida por uma parte da fase oscilante no ní- vel baixo a fim de que seja facilitada uma oscilação no sentido de posterior do pé protético.

Para que o movimento oscilante não seja deixado que se expresse demasiado intenso, antes de ser alcançado o máximo do ângulo do joelho será aumentada a resistência de flexão e, depois de ser alcançado o máximo do ângulo do joelho e da inversão da movimentação, se produz uma resistência da extensão para o nível reduzido da flexão da fase oscilan- 5 te.

A diminuição da resistência da extensão permanece preservada também além do movimento da extensão na fase oscilante, até pouco antes do "heel strike" (aplicação do joelho). Pouco antes de ser alcançado o estiramento completo, a resistência será novamente majorada para evitar um encontro de choque, ou seja, duro, no batente de estiramento.

Para que na aplicação 1O do pé protético seja obtida uma segurança suficiente para uma flexão não controlada, também a resistência da flexão encontra-se em nível elevado.

Se agora, a resistência de flexão for majorada, o que é indicado pela linha tracejada, torna-se mais lenta a velocidade do ângulo do joelho e, portanto, também o andar do usuário da prótese.

Após o "heel strike" (apli- cação do calcâneo), segue-se apenas uma inclinação comparadamente re- duzida na flexão da fase parada e um estiramento mais lento de maneira que é dissipada menos energia.

A suspensão da resistência à flexão antes de ser alcançado o máximo do ângulo do joelho verifica-se em uma maneira menos acentuada do que no acontecimento padrão, o que é indicado pela seta direcionada em sentido descendente.

Assim sendo, a coxa inferior e, portanto, o pé protético oscila em maior extensão de modo que estará pre- sente um espaço de tempo maior entre os "heel strike" (aplicações do calcâ- neo). Também a redução da resistência da flexão na reflexão da fase osci- lante reduz a uma diminuição da velocidade do andar.

No término da extensão da fase oscilante, ou seja, pouco antes de pisar e do "heel strike" (aplicação do calcâneo), será reduzida a resistên- cia da extensão em comparação com o nível padrão.

Está, portanto, previsto que será reduzida a resistência de extensão de modo que a sessão da coxa inferior alcança mais rapidamente a posição estirada.

Para evitar um encon- tro duro no estiramento, o usuário da prótese andará mais lentamente de maneira que o potencial P e, portanto, a energia a ser dissipada, é reduzida.

Durante a fase parada, entre a aplicação do calcâneo e a interrupção do joe-

lho, tanto a resistência de flexão como também a resistência de extensão podem ser aumentados para tornar mais lento o movimento leve de flexão e de estiramento, reduzindo desta maneira a velocidade do andar.

Na parte superior da figura 1O é mostrado um sequenciamento 5 do ângulo do joelho ao andar em uma rampa, no presente caso, uma rampa inclinada.

Após a aplicação do calcâneo verifica-se um aumento contínuo do ângulo do joelho KA ate o Maximo do ângulo do joelho sem que se verifique uma interrupção do joelho.

Isto está fundamentado em que ao andar em uma rampa, o joelho não consegue um estiramento completo.

Depois de 1O alcançado o máximo do ângulo do joelho, verifica-se um avanço rápido do joelho e da coxa inferior até o estiramento completo que coincide com uma nova aplicação do calcâneo.

A resistência de flexão permanecerá então por um traçado adicional em um nível elevado constante até que seja abaixado para possibilitar uma flexão do joelho e, com isto, um levantamento do pé da prótese e uma oscilação.

Esta oscilação se verifica depois de alcançado o nível mínimo da resistência te que seja alcançado o máximo do ângulo do joelho.

Em seguida, a resistência de extensão será mantida em nível reduzi- do até que seja novamente elevado pouco antes do pisar.

Caso haja imprevistos nas temperaturas majoradas no conjunto de resistência, a resistência na fase parada serão aumentadas para garanti- rem uma velocidade do andar lenta e também uma flexão lenta.

Depois de alcançado o ângulo de inclinação máximo na fase oscilante, a movimentação para a frente do pé protético, será reduzida a resistência de extensão em comparação com a função normal, o que também resulta em uma diminui- ção da energia a ser dissipada.

Além da convencional situação de movimentação na qual o pa- ciente se movimenta para frente, no perfil da movimentação diária estão pre- vistas muitas outras situações para as quais deverá ser feita uma reação com um comando adequado.

A figura 11 apresenta uma prótese em uma situação na qual normalmente no andar para frente, será iniciada a fase oscilante.

Nesta situ- ação, o paciente ainda está apoiado na sessão dianteira do pé e quer então movimentar o quadril de maneira que também o joelho se flexione.

O pacien- te ficará também na mesma situação ao andar para trás.

Partindo de uma posição vertical, no deslocamento para trás a perna tratada, no presente ca- so, a prótese, será deslocada para trás, ou seja, em sentido contrário à dire- 5 ção normal da visualização de um usuário de prótese.

Desta maneira, resul- ta que o ângulo inercial a1 do componente da coxa inferior 2 inicialmente aumenta na direção da força da gravidade que é indicada pelo vetor da força de gravidade g, até que o pé protético 3 seja colocado no solo.

Como ponto de giro ou ponto de ângulo para movimentação ou para determinação do 1O ângulo inercial a1 crescente, deverá ser considerada a articulação do qua- dril.

A projeção longitudinal, ou eixo longitudinal, do componente da coxa inferior 2, projeta-se pelo eixo de giro da articulação do joelho protético 4 e preferencialmente também por um eixo de giro da articulação do tornozelo ou em sentido central por um ponto acoplador entre o pé protético 3 e o componente da coxa inferior 2. O ângulo inercial a1 do componente da coxa inferior 2 poderá ser determinado diretamente por um sensor disposto no componente da coxa inferior 2 e, alternativamente neste sentido, também poderá ser determinado através de um sensor no componente da coxa supe- rior 1 e um sensor do ângulo do joelho que registra o ângulo entre o compo- nente da coxa superior 1 e o componente da coxa inferior 2. Para determinar a velocidade do ângulo inercial, poderá ser dire- tamente empregado um giroscópio ou será determinada a alteração do ân- gulo inercial a1 através do tempo que pode ser determinada com a extensão e direção.

Caso agora haja imprevistos num determinado ângulo inercial a1 e uma determinada velocidade angular inercial u 1, será induzida uma fase oscilante caso seja transposto um determinado valor de umbral para a velo- cidade inercial CJ 1. Caso esteja previsto um ângulo inercial a1 decrescente e, além disso, ainda uma carga na sessão dianteira do pé, pode-se concluir que está presente uma marcha para trás, de maneira que a resistência de flexão não será reduzida, porém, será mantida ou aumentada para não indu- zir uma reflexão da fase oscilante.

Na figura 12, a prótese é mostrada em um estado colocado de modo achatado no solo.

Esta apresentação serve, especialmente, para defi- nir o momento do joelho e do ângulo do joelho, bem como da convenção de • sinal usada.

O ângulo de joelho aK corresponde, no caso, ao ângulo entre o componente da coxa superior 1 o componente inferior 2. Ao redor do eixo 5 articulado da articulação do joelho protético 4 atua um momento de joelho MK.

A liberação da fase oscilante poderá ser complementada por outros cri- térios, por exemplo, pelo fato de que o momento do joelho MK precisa ser estirado, ou seja, positivo ou O, sendo o ângulo do joelho aK quase O.

Estan- do, portanto, o joelho estirado, e/ou a velocidade do ângulo do joelho é igual 1O a O ou estirada.

Uma maneira e forma elegante de levar em conta diferentes pa- râmetros e conexões de parâmetros é dada pelo emprego de um campo ca- racterístico.

O campo característico possibilita - diferente do que sucede com um circuito apenas controlado através de um valor de umbral - regular 15 variáveis, bem como resistências adequadas a sequenciamentos, ou combi- nações das grandezas de campos característicos.

No caso, podem ser tam- bém ser usadas as variáveis auxiliares que já foram acima descritas.

A figura 13 apresenta um campo característico para o comando para o andar no plano, que foi feito para determinação da resistência R a ser 20 ajustada.

O campo característica estende entre a resistência R, o ângulo de joelho ~. bem como a alavanca de joelho KL.

A alavanca de joelho KL é a distância normal da força de reação do solo resultante em relação ao eixo do joelho e poderá ser calculado pela divisão do momento do joelho atuante e pela força axial atuante conforme descrito na figura 2. Ali, a alavanca do joe- 25 lho foi descrita como variável auxiliar a - embora também com sinal inverso.

Como valor máximo para resistência R será considerada aquela grandeza na qual, sem destruição de uma componente, a articulação, no presente ca- so, a articulação do joelho, não pode ser flexionada ou apenas muito lenta- mente.

Quando após um inicial aumento, a alavanca do joelho KL = -a se 30 desloca contra O, e a coxa inferior esteve nitidamente tombada para trás, o que é típico para o andar em um plano, a resistência de flexão R, partindo de uma resistência de flexão básica até um ângulo de inclinação de fase parada máximo de, por exemplo, 15° ou logo abaixo, será majorada com ângulo de joelho crescente até a resistência de bloco RsLOCK· Uma curva desta nature- • za é representada como curva normal de flexão de fase parada RsF na figura

13. O conjunto de resistência limita, portanto, a flexão para dentro na refle- 5 xão da fase parada ao andar em um nível plano. Não obstante, quando au- menta a alavanca de joelho KL, a resistência de flexão será majorada em menor extensão. Este comportamento corresponde, por exemplo, ao andar em plano inclinado, descendente em uma rampa ou em um passo freado, estando desenhado com a expressão RRAMP· Pelo campo característico tor- 1O na-se possível uma passagem contínua entre andar em um nível plano e andar em uma rampa. Depois de não ser usado um valor de umbral, porém, um campo característico contínuo, também no estágio avançado da fase para- da é viável uma passagem entre andar em nível plano e andar em rampa. Na figura 14 são apresentadas as grandezas características, 15 como sejam, ângulos de joelho ~. força tangencial FT, bem como resistên- cia de flexão R pelo tempo t ao andar em planos oblíquos, no presente caso, no andar em declive de montanha. Após o "heel strike" (aplicação do calcâ- neo), aumenta continuamente o ângulo do joelho ~ até o momento do le- vantamento do pé TO. Em seguida, aumentará o ângulo do joelho KA mais 20 uma vez a fim de na fase oscilante aproximar o componente do flanco inferi- or mais próximo do componente do flanco superior para poder posicionar o pé para frente. Depois de alcançado o ângulo de joelho máximo ~. o com- ponente da coxa inferior será movido para frente, o ângulo do joelho KA se reduz até O, de maneira que a perna se encontra novamente no estado esti- 25 rado no qual é colocado o calcâneo, de maneira que começa um novo ciclo de passo. A força tangencial FT ou a força transversal registra um valor ne- gativo após a aplicação do joelho, registra uma passagem em O após a colo- cação completa do pé e aumentará depois para um valor máximo pouco an- 30 tes da suspensão do pé. Após o levantamento do pé no momento TO, a for- ça transversal FT será O até uma renovada "aplicação do joelho". O sequenciamento da resistência de flexão R até o máximo da força transversal FT é quase constante e muito elevada a fim de que no des- locamento descendente reagir contra a força atuante na direção da flexão • para que o paciente seja aliviado e não tenha que compensar pelo lado ad- quirido a oscilação do joelho artificial movimentado.

Depois de alcançado o 5 máximo da força transversal que está situado antes do levantamento do pé, a resistência à flexão R será continuamente reduzida com a força tangencial para possibilitar uma flexão facilitada da articulação do joelho.

Após o levan- tamento da sessão dianteira do pé no momento T 0 , a resistência de flexão R terá seu valor mínimo para que a coxa inferior possa novamente girar ligei- 1O ramente para trás.

Se a coxa inferior for movida para frente, a resistência de extensão é atuante e que por motivos da integralidade neste diagrama não está desenhado.

No caso de ângulo de joelho decrescente, a resistência R é conformada como resistência de extensão que é majorada pouco antes de ser alcançada a nova colocação, ou seja, pouco antes da renovada "aplicação do 15 joelho", sendo majorada para um valor máximo a fim de prover um amorteci- mento da extensão a fim de que a articulação do joelho não seja movida dentro do batente da extensão de forma não amortecida.

A resistência da flexão será majorada para o valor elevado para que imediatamente após a "aplicação do calcâneo" possa ser oferecida a resistência de flexão atuante e necessária. 20 Na figura 15 esta apresenta a relação entre a resistência R a ser ajustada e diferentes níveis máximos de força.

A diminuição da resistência está, no caso, padronizada ao máximo da força transversal.

Desta maneira, deve se conseguir que a resistência seja reduzida de um valor elevado para um valor reduzido enquanto que a força transversal passa de um máximo 25 para o valor O.

A redução, por tanto, é independente da intensidade do má- ximo da força transversal.

Estende-se da resistência da fase parada até a resistência mínima enquanto que a força transversal passa do máximo para O.

Caso a força transversal seja novamente majorada, a resistência será aumentada, isto que dizer, o usuário da prótese poderá novamente solicitar 30 mais acentuadamente a articulação caso interrompa o movimento.

Também aqui é possível uma transição contínua entre uma oscilação ligeira e uma reaplicação de carga sem que seja usado um critério de comutação discreto.

Claims (16)

REIVINDICAÇÕES

1. Processo para comando de uma articulação protética ou orté- • tica em uma extremidade inferior com um conjunto de resistência, ao qual está alocado ao menos um atuador, através do qual é alterada a resistência 5 a flexão e/ou de estiramento, na dependência de dados sensoriais, sendo que através de sensores, durante o uso da articulação, são oferecidas infor- mações de estado, sendo que os dados sensoriais são determinados por ao menos um conjunto para captar no mínimo - dois momentos ou; 10 - um momento e uma força; ou - dois momentos e uma força, ou - duas forças e um momento, e os dados sensoriais serão reciprocamente enlaçados por ao menos duas das grandezas verificadas, através de uma operação matemáti- 15 ca, e desta maneira, é calculada uma variante auxiliar que é tomada por ba- se para o comando da resistência de flexão e/ou de estiramento, caracteri- zado pelo fato de que como variável auxiliar é calculada distância do vetor de força da reação de solo do conjunto para captar um momento pela divi- são do momento através da força. 20

2. Processo de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a distância do vetor de força em relação ao eixo da articulação é calculada pela divisão do momento de articulação através da força axial.

3. Processo de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizado pelo fato de que como variável auxiliar, é determinada a distância do vetor 25 de força para um eixo de um componente acoplador articulado em uma po- sição referencial pelo enlace dos dados de ao menos um conjunto para cap- tar dois momentos e uma força.

4. Processo de acordo com uma das reivindicações 1 a 3, carac- terizado pelo fato de que como variável auxiliar é determinado um momento 30 de corte de uma altura referencial através da adição ponderada, ou seja, subtração dos valores de conjuntos para captação de dois momentos, espe- cialmente um sensor de momento de tornozelo e um sensor de momento de joelho.

.. 5. Processo de acordo com uma das reivindicações 1 a 4, carac- terizado pelo fato de que como variável auxiliar, é determinada uma força transversal exercida sobre um componente acoplador inferior, oriunda do 5 quociente da diferença de dois momentos e da distância dos dois conjuntos para determinação dos momentos em sentido convergente.

6. Processo de acordo com uma das reivindicações 1 a 5, carac- terizado pelo fato de que ao ser alcançado ou ultrapassado um valor prede- terminado para a variável auxiliar será comutado o conjunto de resistência 1O em um estado de fase oscilante.

7. Processo de acordo com uma das reivindicações 1 a 6, carac- terizado pelo fato de que no caso de uma diminuição verificada da força de reação do solo sobre a ortese ou prótese, a resistência será reduzida e com crescente força de reação do solo, será aumentada a resistência até o blo- 15 queio da articulação.

8. Processo de acordo com a reivindicação 7, caracterizado pelo fato de que o bloqueio da articulação é suspenso quando se altera a variável auxiliar.

9. Processo de acordo com uma das reivindicações 1 a 8, carac- 20 terizado pelo fato de que a resistência, após o aumento, na base de uma alteração registrada na posição da ortese ou prótese no espaço ou por uma alteração registrada da posição do vetor de força em relação a ortese ou prótese será reduzida.

10. Processo de acordo com uma das reivindicações 1 a 9, ca- 25 racterizado pelo fato de que está previsto um sensor de temperatura e a re- sistência é modificada na dependência de ao menos um sinal de temperatu- ra medido, sendo que a temperatura do dispositivo de resistência é medida e usada como base para o controle.

11. Processo de acordo com a reivindicação 1O, caracterizado 30 pelo fato de que durante a fase parada, com crescente temperatura, será aumentada a resistência e durante a fase oscilante será reduzida a resistên- cia à flexão com crescente temperatura.

... 3/3

12. Processo de acordo com uma das reivindicações 1 a 11, ca- racterizado pelo fato de que no caso de uma falha de conjuntos para capta- • ção de momentos forças e/ou ângulos articulados, serão usados algoritmos de comandos alternativos na base dos conjuntos restantes para a modifica- 5 ção da resistência ao estiramento e/ou flexão.

13. Processo de acordo com uma das reivindicações 1 a 12, ca- racterizado pelo fato de que a distância do vetor de força da reação do solo até um componente articulado é determinada, sendo a resistência reduzida quando for ultrapassado um valor de umbral da distância. 10

14. Processo de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que a resistência após uma redução será novamente aumenta- da para um valor para a fase parada, quando dentro de um tempo determi- nado, após a redução da resistência, não for alcançado um valor de umbral para um ângulo inercial de um componente articulado, para uma velocidade 15 angular inercial, para uma força de reação de solo, para um momento articu- lado, para um ângulo articulado ou para uma distância de um vetor de força na direção de uma componente articulada.

15. Processo de acordo com uma das reivindicações 1 a 14, ca- racterizado pelo fato de que o ponto de ataque de força no pé será determi- 20 nado e a resistência será aumentada ou não será reduzida quando o ponto de ataque da força se movimentar na direção do calcanhar.

16. Processo de acordo com uma das reivindicações 1 a 15, ca- racterizado pelo fato de que a resistência à flexão na fase parada é aumen- tada ou não é reduzida, quando for determinado um ângulo inercial, decres- 25 cente na direção da vertical, relativo a um componente da coxa inferior ou, simultaneamente, for determinada uma sessão dianteira do pé solicitada.