BR112012011415B1 - processo para o comando de uma articulação ortética ou protética 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

Descrição

[001] A presente invenção refere-se a um processo para o co mando 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 - na dependência de dados sensori- ais - a resistência à flexão e/ou estiramento é modificada, sendo que durante a utilização da articulação através dos sensores são fornecidas informações de estado.

[002] 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 inferior 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 suficiente 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 emprego em uma prótese.

[003] Para representar da forma mais natural possível as diferen tes exigências durante as diferentes fases de um passo ou em outras ações ou para reforçar estes aspectos, são previstos conjuntos de resistência que oferece uma resistência à flexão e uma resistência à extensão. Por meio da resistência de flexão é ajustado com que grau de facilidade à haste da coxa inferior ou o trilho da coxa inferior oscila pa- ra trás em relação à haste da coxa 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.

[004] A partir do estado da técnica, por exemplo, DE 10 2008 008 284 A1, 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 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.

[005] O documento DE 10 2006 021 802 A1 descreve um co mando de uma articulação de joelho de prótese passivo com amortecimento regulável na direção da flexão, para adequação de um conjunto protético com meios acopladores do lado superior e um elemento de conexão com um pé artificial. A adequação se verifica no processo de subir uma escada, sendo detectado o levantamento lento do pé protético e o amortecimento da flexão, em uma fase de levantamento, será reduzida abaixo de um nível que é adequado 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.

[006] Constitui objetivo da invenção prover um processo para comando de uma articulação de joelho artificial, com o qual é viabilizada uma adequação - dependente da situação - da resistência de flexão e da resistência de extensão.

[007] O processo de acordo com a invenção 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 atua- dor, através do qual é alterada - na dependência de dados sensoriais - a resistência de flexão 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,

[008] e os dados sensoriais de ao menos duas das grandezas determinadas serão reciprocamente enlaçadas por uma operação matemática e, desta maneira, é calculado ao menos uma variante auxiliar que é tomada por base para o comando da resistência de flexão e/ou de estiramento. Os sensores que podem ser conformados, por exemplo, como sensores de momento 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. Esta variável auxiliar tem a possibilidade de fornecer dados suficientes a fim de que, baseado nestes dados, ser calculada uma adequação das resistências. 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 grandeza-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 determinam 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 expande as possibilidades na avaliação no sentido de que quando uma resistência deste tipo deve ser ajustada, em qual momento do movimento ou em qual posição da articulação ou da prótese. Basicamente, é possível determinar ao mesmo tempo várias variáveis auxiliares, integrando-as para o efeito de comando.

[009] Os sensores estão dispostos, por exemplo, na haste da co xa inferior ou no trilho da coxa inferior, bem como na região das articulações. A variável auxiliar pode representar uma grandeza física na forma de um sensor virtual. Como esta variável, entre outros, é calculada com base em momentos, 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 momento de corte ou uma força de corte em uma altura de referência. Como 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, poderá 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 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, na altura do eixo da articulação 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 componente 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.

[010] Basicamente, também é possível usar outras alturas de re ferência, 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 referencial. Como variável auxiliar poderá ser determinado um momento de corte ou uma força de corte por um componente em uma altura referencial. A variável auxiliar que é captada com o sensor virtual - ou seja, pelo enlace matemático de vários valores sensoriais - será calculada em uma unidade de cálculo, por exemplo, um microprocessador.

[011] Especialmente podem ser destacadas as seguintes gran dezas como variáveis auxiliares para comando de uma articulação de joelho artificial, 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 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 inferior na altura do pé, especialmente na altura do solo.

[012] Outra possibilidade para calcular a variável auxiliar reside em que é determinada a distância do vetor de força em relação ao eixo da coxa 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 conjuntos para captação de um momento que se compõe de várias componentes e não precisa estar necessariamente dispostos no local onde atua o momento.

[013] 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 correspondentemente regulado o comando.

[014] Além disso, é possível e previsto que na qualidade de vari ável auxiliar seja determinada uma força transversal, exercido sobre um componente 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, calculado 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.

[015] Ao ser alcançado o ultrapassado um valor predeterminado para a variável auxiliar poderá ser comutado o conjunto de resistência para o estado da fase oscilante, com o que resulta uma regulagem básica do amortecimento da flexão e do amortecimento da extensão modificada em comparação com o estado de fase momentânea. Para tanto, está previsto um momento do corte ou a distância do vetor da força reacional do solo na altura do pé.

[016] 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 posições 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.

[017] Para que se verifique uma adequação com menor flexão possível 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 adequação 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.

[018] Além disso, está previsto que no caso de um alívio verifica do, 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 resistência 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. Modificando-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.

[019] Está basicamente previsto que a transição da fase parada para a fase oscilante se processa na dependência de carga, e também é possível deslizar a partir do ajuste de resistência para a fase parada no ajuste de resistência para a fase oscilante através de uma adequação progressiva das resistências e, em caso de necessidade, ou seja, na presença de dados correspondentes para a variável auxiliar, é viável também progressivamente retornar novamente para a fase parada. Isto é vantajoso porque especialmente para viabilizar uma fase oscilante na rampa, quando como variável auxiliar, é empregada a força transversal na coxa inferior.

[020] Outro aspecto da invenção prevê que a resistência é modi ficada na dependência de uma temperatura medida. Deste modo, torna-se possível proteger o conjunto de resistência ou também outros componentes da articulação 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 articulação artificial pode esfriar e trabalhar em uma faixa de temperatura para a qual são previstos. Além disso, pode estar previsto que o conjunto de resistência seja adequado de tal maneira que sejam compensadas modificações que se apresentam baseado em uma alteração de temperatura. Com a diminuição, 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 familiar.

[021] 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 energia na articulação. Desta maneira, a articulação pode esfriar de maneira que pode ser operada dentro dos parâmetros de serviço admissíveis.

[022] Outra variante prevê que, no andar, seja reduzida a resis tência 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 que a articulação oscila em maior extensão. Com isto, o pé da prótese alcançará 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.

[023] A resistência poderá ser modificada ao ser alcançado ou transposto o valor limite da temperatura. No caso, a resistência poderá ser modificada saltiforme ao ser alcançado ou ultrapassado um umbral de temperatura, 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 limite da temperatura. A extensão com que é determinado o valor limite da temperatura depende dos respectivos parâmetros 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 extensão que desta forma seja gerada uma situação crítica para a segurança, por exemplo, ao descer por uma escada.

[024] A alteração de resistência induzida pela temperatura não é o único parâmetro de comando de uma alteração de resistência, mas, ao contrário, está previsto que uma alteração de resistência induzida pela temperatura seja superposta a uma alteração de resistência funcional. Uma articulação artificial, por exemplo, uma articulação de joelho ou de tornozelo será controlada, dependendo da situação, através de um grande número de parâmetros, 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.

[025] Além disso, pode ser previsto que ao ser alcançado ou ul trapassado um valor limite da temperatura é liberado um sinal de alerta para conscientizar o usuário da prótese ou da ortese que a articulação ou o conjunto 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. Também estão previstas combinações das diferentes possibilidades de indicação.

[026] Preferencialmente, será medida a temperatura do conjunto de resistência sendo tomado por base para o comando e alternativamente também outros conjuntos podem ser sujeitos à medição da temperatura quando esta apresentar um comportamento de temperatura crítica. Caso, por exemplo, 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 temperatura, por exemplo, em virtude dos materiais empregados, recomenda-se prever nos pontos correspondentes um conjunto de medição para poder obter sinais de temperatura correspondentes.

[027] Pode estar previsto um conjunto de reajuste, através do qual é modificado o grau da alteração da resistência. Por exemplo, na base de dados determinados, por exemplo, do peso do usuário da or- tese 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. Também existe a possibilidade de que esteja previsto um conjunto de ajuste manual, 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.

[028] Um dispositivo para realização do processo conforme aci ma descrito prevê que esteja presente um conjunto de resistência regulável, integrado entre dois componentes articuladamente unidos de uma articulação artificial ortética ou protética, bem como estando presente um conjunto de comando e sensores para o registro de informações de estado no dispositivo. 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 consciente determinados modos, funções ou funções adicionais, por exemplo, de um pro-cesso de comando do joelho.

[029] Uma ampliação da invenção prevê que a resistência à fle xão e/ou estiramento durante oscilante e/ou parada, ou durante a posição parada, será adequada na base de dados sensoriais. Enquanto que no estado da técnica é conhecido preservar um valor de reajuste, uma vez alcançado, para 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 parada 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 invenção, 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.

[030] Para o comando de articulações artificiais na base de da dos sensoriais, serão montados aqueles sensores que são precisamente necessários para garantirem um padrão de segurança na detecção de ultrapassagens na fase do andar. Se forem usados sensores que ultrapassam a medida mínima, por exemplo, para aumentar o padrão de segurança, esta redundância de sensores possibilita a concretização de comandos que aproveitam nem todos os sensores previstos junto ou dentro da articulação, preservando, mesmo assim, um padrão mínimo de segurança. Está previsto que a redundância de sensores é aproveitada para concretizar comandos alternativos que, no caso de uma falha de sensores, com os sensores que ainda estiverem trabalhando ainda possibilitam o andar com a fase oscilante, oferecendo um padrão mínimo de segurança.

[031] 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 limite da distância, ou seja, quando a distância do vetor da força reacional do solo estiver situada cima de uma distância mínima em relação a um componente articulado, 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 articulação do joelho.

[032] 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 distal 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 limite. 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 constante, o que indica um movimento de andar para frente. Ao mesmo tempo, a resistência poderá ser reduzida quando estiver presente o momento do joelho de estiramento.

[033] Pode estar previsto que a resistência na fase parada so mente 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 articulação seja liberada de comando de uma forma não desejada.

[034] A resistência poderá ser reduzida para um valor adequado para 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 estiramento para flexionado. No caso, a redução se verifica imediatamente após a modificação do momento do joelho, da posição de estirado para flexionado.

[035] Além disso, pode estar previsto que após uma redução, a resistência seja novamente aumentada para o valor na fase parada, quando dentro de um tempo determinado após a redução da resistência, não for alcançado um valor limite para um ângulo inercial de um componente de articulação, 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 verifica 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 osci-lante não seja induzida, como ocorreria, por exemplo, no caso de um movimento circundante, 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 alcançado o valor do umbral e da liberação da fase oscilante, o timer somente será ativado quando se verificar uma queda de um segundo valor limite, que é menor do que o primeiro valor limite.

[036] 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 vertical, relativo a um componente de coxa inferior ou uma carga na parte dianteira do pé. Pelo acoplamento da grandeza do sen sor 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 reduzir a resistência à flexão para evitar uma flexão indesejada da articulação 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.

[037] 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 limite ou, expresso de outra maneira, sendo induzida uma fase oscilante com uma queda da resistência de flexão quando a velocidade do ângulo inercial ultrapassar um determinado valor limite. Também é possível que através da determinação do ângulo inercial de uma articulação, especialmente 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 resistência, desde que ainda não seja suficientemente elevada.

[038] Além disso, poderá ser previsto que seja determinado o se- quenciamento 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 um ângulo inercial decrescente, de maneira que na presença dos dois estados, 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 resistência para aquele valor que está previsto para a ação de andar para trás.

[039] Outra grandeza característica pode ser o momento do joe lho 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 flexão, 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 justificaria um bloqueio de flexão, ou seja, um aumento da resistência para um valor que não viabiliza de modo simples uma flexão.

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

[041] O ângulo inercial do componente da coxa inferior poderá ser determinado 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 podem ser empregados para outros sinais de comando, resulta uma redundância pela disposição múl- tipla 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 modificação 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.

[042] A seguir, será descrito mais detalhadamente um exemplo de execução da invenção.

[043] As figuras mostram: figura 1 - apresentação esquemática de uma prótese; figura 2 - apresentação esquemática para calcular uma distância; 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 resistência crescente na fase oscilante; figura 9 - sequenciamento de ângulo do joelho e curva de resistência ao andar em área plana; figura 10 - 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 oblíquos, bem como: figura 15 - o comportamento de resistência no caso de máximos de força transversal diferentes.

[044] A figura 1 apresenta esquematicamente uma prótese de perna 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 acoplador superior. No componente acoplador 1 superior está disposto um componente acoplador inferior 2 na forma de uma haste de coxa inferior, tendo um conjunto de resistência. No componente acoplador 2 inferior está previsto 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 momento de joelho atuante. No componente acoplador 2 inferior está previsto um componente de ligação 5 com o pé protético 3, no qual está acondicionado um conjunto para determinação da força axial atuante, bem co-mo 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.

[045] Além do conjunto de resistência que oferece a resistência de flexão e de estiramento, encontra-se no componente acoplador 2 inferior um conjunto de comando, através do qual é possível modificar a respectiva resistência 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 calcular forças, distâncias e/ou momentos que não estão presentes diretamente na região dos sensores. Assim, por exemplo, torna-se possível calcular forças de corte, momentos de corte ou distâncias em diferentes planos referenciais 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 aquelas sequenciamentos de comando que se apresentam no contexto de um movimento 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 sequencia- mento consciente, eventualmente consciente, porém de forma não natural, de movimentos.

[046] A figura 2 apresenta esquematicamente como, a título de variável 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 figura 13, sendo ali descrita vinculada com um comando de campo característico - ali, todavia, com sinal inverso. A distância a será calculada do quociente do momento de joelho M e da força axial Fax. Quanto maior for o momento 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 possível 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 estiramento, previamente determinada. Pela alteração da variável auxiliar a poderá 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 resistência se processa, preferencialmente, de modo continuo e na dependência da modificação de uma ou de várias variáveis auxiliares.

[047] Na figura 3, é determinada a variável auxiliar d como um momento 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 0. O momento de corte Mx, que é determinado na altura x do componente acoplador inferior 2, é calculado de acordo com a fórmula

[048] sendo M1 o momento no componente acoplador 5, ou seja, normalmente o momento do tornozelo, o momento M2 representando o momento do joelho, o comprimento II representando a distância do sensor do momento do tornozelo em relação ao solo, representando o comprimento I2 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 exclusivamente na base da medição de dois sensores de momento e do enlace matemática acima descrito. Baseado no moimento do corte Mx pode-se concluir 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 ajuste adequado da resistência de flexão e/ou do estiramento. Na base do respectivo momento de corte Mx momentaneamente atuante, que é memorizado 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.

[049] 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 força axial FAX. A variável auxiliar d é calculado de:

[050] representando M1 o momento eficaz no componente de conexão 5, por exemplo, o momento de tornozelo na altura II do solo, o momento I2 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 variável 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, 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 intencionado. No caso específico, esta variável auxiliar será usada na altura x = 0 para liberar a fase oscilante.

[051] Na avaliação para a liberação poderá ser avaliado não apenas a transposição do valor limite 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 deverá ser feita uma redução da resistência.

[052] A figura 5 apresenta esquematicamente como a força transversal ou a força tangencial FTpode ser calculada como quarta variável auxiliar c, sendo empregada para o processo do comando do joelho. A força tangencial FTe, portanto, também, a variável auxiliar c, resulta do quociente da diferença do momento do joelho e M2 e do momento do tornozelo M1 para com a distância l3 entre o sensor do momento do joelho e o sensor do momento do tornozelo.

[053] Através da variável auxiliar c poderá ser reduzido continu amente, por exemplo, a resistência de flexão na fase de parada terminal no deslocamento em planos oblíquos com a variável auxiliar decrescente, a fim de viabilizar uma oscilação mais fácil da articulação.

[054] A figura 6 apresenta, a título de exemplo, como pode ser aproveitada uma variável auxiliar para determinar a liberação da fase oscilante. No gráfico superior está registrado o ângulo do joelho KA sobre o tempo t, começando com a sessão do calcanhar HS e um ângulo de joelho essencialmente 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 0, sendo posicionado novamente o calcâneo.

[055] Abaixo do diagrama do ângulo do joelho, pelo tempo t, é mostrado 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 = 0. Tão logo a variável auxiliar b tenha sido alcançado um valor limite THRES, isto terá de ser de tal modo reajustado para o comando de liberação 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 adequadas de modo cor-respondente, por exemplo, sendo a resistência majorada ou a articulação do joelho até mesmo sendo bloqueada.

[056] Além do comando mostrado das funções através de uma variante auxiliar, é possível usar várias variantes auxiliares para o comando da articulação 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.

[057] A figura 7 está apresentada a título de exemplo no diagra ma a dependência das grandezas características como sejam, o momento do joelho M, o potencial P e a velocidade v sobre a resistência RSTANCE 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 conjuntos de articulações como campo de emprego, como sejam, por exemplo, elementos do quadril ou do pé. No conjunto de resistência, normalmente será transformada a energia mecânica em energia térmica a fim de frear o movimento de um componente da coxa inferior relativamente a um componente da coxa superior, sendo que uma ação correspondente também se aplica a outras articulações.

[058] 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 articulação do joelho é flexionada. Esta velocidade por sua vez depende novamente 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 extensão se reduzirá à velocidade da movimentação dos componentes articulados 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 potencial P durante a fase parada, de maneira que a energia a ser transformada diminui de modo correspondente ao potencial P em redução. De modo correspondente, com um resfriamento uniforme, se reduz também a temperatura do conjunto de resistência ou daquele componente que é controlado relativamente à sua temperatura.

[059] A figura 8 apresenta a correlação das grandezas caracterís ticas descritas em relação à resistência RSWING na fase oscilante. Por ocasião de uma diminuição da resistência R durante a fase oscilante, diminui a velocidade 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 corresponde 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 também separadamente destas variáveis.

[060] A figura 9 apresenta no diagrama superior o ângulo de joe lho 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 estirada. Durante a colocação do pé verifica-se uma reduzida flexão da articulação do joelho, a chamada flexão da fase de parada para abrandar a colocação do pé e da sessão do calcâneo. Uma vez que o pé esteja completamente posicionado no solo, a articulação do joelho encontra-se totalmente estirada até o chamado "knee break"(interrupção do joelho), na qual a articulação do joelho é flexionada para mover a articulação do joelho para frente e 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 dobra-da 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.

[061] No gráfico inferior está registrada a resistência R pelo tem po, 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 resistência de extensão ou de flexão, depende do sequenciamento do ângulo do joelho, sendo que com crescente ângulo de joelho KA, estará atuante a resistência de flexão, com ângulo de joelho decrescente, estará atuante a resistência de extensão. Após o "heel strike"(aplicação do calcâneo), estará presente uma resistên cia de flexão relativamente intensa e após a inversão do movimento estará presente uma resistência de extensão elevada. Na incidência 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 nível 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 oscilante. 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 do pé protético seja obtida uma segurança suficiente para uma flexão não controlada, também a resistência da flexão se encontra em nível elevado.

[062] Se agora, a resistência de flexão for majorada, o que é indi cado 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"(aplicação do calcâneo), segue-se apenas uma inclinação comparadamente reduzida 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 presente um espaço de tempo maior entre os "heel strike” (aplicações do calcâneo). Também a redução da resistência da flexão na reflexão da fase oscilante reduz a uma diminuição da velocidade do andar.

[063] No término da extensão da fase oscilante, ou seja, pouco antes de pisar e do "heel strike"(aplicação do calcâneo), será reduzida a resistência 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 encontro 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 joelho, 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.

[064] Na parte superior da figura 10 é mostrado um sequencia mento 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 até o máximo 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 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 alcança- do 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 reduzido até que seja novamente elevado pouco antes do pisar.

[065] Caso haja imprevistos nas temperaturas majoradas no con junto de resistência, a resistência na fase parada será aumentada para garantirem 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 diminuição da energia a ser dissipada.

[066] Além da convencional situação de movimentação na qual o paciente se movimenta para frente, no perfil da movimentação diária estão previstas muitas outras situações para as quais deverá ser feita uma reação com um comando adequado.

[067] A figura 11 apresenta uma prótese em uma situação na qual normalmente no andar para frente, será iniciada a fase oscilante. Nesta situação, 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 paciente ficará também na mesma situação ao andar para trás. Partindo de uma posição vertical, no deslocamento para trás a perna tratada, no presente caso, a prótese, será deslocada para trás, ou seja, em sentido contrário à direção normal da visualização de um usuário de prótese. Desta maneira, resulta que o ângulo inercial α1 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 ângulo inercial α1 crescente, deverá ser considerada a articulação do quadril. 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 α1 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 superior 1 e um sensor do ângulo do joelho que registra o ângulo entre o componente da coxa superior 1 e o componente da coxa inferior 2.

[068] Para determinar a velocidade do ângulo inercial, poderá ser diretamente empregado um giroscópio ou será determinada a alteração do ângulo inercial α1 através do tempo que pode ser determinada com a extensão e direção. Caso agora haja imprevistos num determinado ângulo inercial α1 e uma determinada velocidade angular inercial α1, será induzida uma fase oscilante caso seja transposto um determinado valor limite para a velocidade inercial α1. Caso esteja previsto um ângulo inercial α1 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 induzir 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 definir o momento do joelho e do ângulo do joelho, bem como da convenção de sinal usada. O ângulo de joelho αK corresponde, no caso, ao ângulo entre o componente da coxa superior 1 o componente inferior 2. Ao redor do eixo articulado da articulação do joelho protético 4 atua um momento de joelho MK. A liberação da fase oscilante poderá ser complementada por outros critérios, por exemplo, pelo fato de que o momento do joelho MK precisa ser estirado, ou seja, positivo ou 0, sendo o ângulo do joelho αK quase 0. Estando, portanto, o joelho estirado, e/ou a velocidade do ângulo do joelho é igual a 0 ou estirada.

[069] Uma maneira e forma elegante de levar em conta diferentes parâmetros e conexões de parâmetros é dada pelo emprego de um campo característico. O campo característico possibilita - diferente do que sucede com um circuito apenas controlado através de um valor limite - regular variáveis, bem como resistências adequadas a se- quenciamentos, ou combinações das grandezas de campos característicos. No caso, podem ser também ser usadas as variáveis auxiliares que já foram acima descritas.

[070] A figura 13 apresenta um campo característico para o co mando para o andar no plano, que foi feito para determinação da resistência R a ser ajustada. O campo característica estende entre a resistência R, o ângulo de joelho KA, 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 joelho 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 caso, a articulação do joelho, não pode ser flexionada ou apenas muito lentamente. Quando após um inicial aumento, a alavanca do joelho KL = - a se desloca contra 0, 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 RBLOCK. Uma curva desta natureza 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 reflexão da fase parada ao andar em um nível plano. Não obstante, quando aumenta 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 fre- ado, estando desenhado com a expressão RRAMP. Pelo campo característico torna-se possível uma passagem contínua entre andar em um nível plano e andar em uma rampa. Depois de não ser usado um valor limite, porém, um campo característico contínuo, também no estágio avançado da fase parada é viável uma passagem entre andar em nível plano e andar em rampa.

[071] Na figura 14 são apresentadas as grandezas característi cas, como sejam, ângulos de joelho KA, força tangencial FT,bem como resistência 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 calcâneo), aumenta continuamente o ângulo do joelho KA até o momento do levantamento do pé TO. Em seguida, aumentará o ângulo do joelho KAmais uma vez a fim de na fase oscilante aproximar o componente do flanco inferior mais próximo do componente do flanco superior para poder posicionar o pé para frente. Depois de alcançado o ângulo de joelho máximo KA, o componente da coxa inferior será movido para frente, o ângulo do joelho KA se reduz até 0, de maneira que a perna se encontra novamente no estado estirado no qual é colocado o calcâneo, de maneira que começa um novo ciclo de passo.

[072] A força tangencial FTou a força transversal registra um va lor negativo após a aplicação do joelho, registra uma passagem em 0 após a colocação completa do pé e aumentará depois para um valor máximo pouco antes da suspensão do pé. Após o levantamento do pé no momento TO, a força transversal FTserá 0 até uma renovada "apli- cação do joelho".

[073] O sequenciamento da resistência de flexão R até o máximo da força transversal FTé quase constante e muito elevada a fim de que no deslocamento descendente reagir contra a força atuante na direção da flexão para que o paciente seja aliviado e não tenha que compensar pelo lado adquirido a oscilação do joelho artificial movimentado. Depois de alcançado o 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 levantamento da sessão dianteira do pé no momento TO, a resistência de flexão R terá seu valor mínimo para que a coxa inferior possa novamente girar ligeiramente 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 joelho", sendo majorada para um valor máximo a fim de prover um amortecimento 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.

[074] 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 para o valor 0. A redução, por tanto, é independente da intensidade do máximo da força transversal. Estende- se da resistência da fase parada até a resistência mínima enquanto que a força transversal passa do máximo para 0. Caso a força transversal seja novamente majorada, a resistência será aumentada, isto quer dizer, o usuário da prótese poderá novamente solicitar mais acen- tuadamente 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)

1. Processo para comando de uma articulação protética ou ortética (4) em uma extremidade inferior com um conjunto de resistência, ao qual está alocado ao menos um atuador, através do qual é alterada a resistência a flexão e/ou de estiramento (R), na dependência de dados sensoriais, sendo que através de sensores, durante o uso da articulação (4), são oferecidas informações de estado, sendo que os dados sensoriais são determinados por ao menos um conjunto para captar no mínimo - um momento e uma força; ou - dois momentos e uma força, ou - duas forças e um momento, e os dados sensoriais serão reciprocamente conectados por ao menos duas das grandezas determinadas, através de uma operação matemática, e desta maneira, é calculada ao menos uma variante auxiliar (a, b) que é tomada por base para o comando da resistência de flexão e/ou de estiramento (R), caracterizado pelo fato de que como variável auxiliar (a, b) é calculada a distância do vetor de força da reação de solo (GRF) do conjunto para captar um momento pela divisão do momento (M) pela força (GRF).

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 pela força axial (FAX).

3. Processo de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizado pelo fato de que como variável auxiliar (a, b), é determinada a distância do vetor de força para um eixo de um componente acoplador articulado em uma posição referencial pela conexão dos dados de ao menos um conjunto para captar dois momentos e uma força.

4. Processo de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 3, caracterizado pelo fato de que como variável auxiliar (a, b) é determinado um momento de corte de uma altura referencial através da adição ponderada, ou seja, subtração dos valores de conjuntos para captação de dois momentos, especialmente um sensor de momento de tornozelo e um sensor de momento de joelho.

5. Processo de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 4, caracterizado pelo fato de que como variável auxiliar (c), é determinada uma força transversal (Ft) exercida sobre um componente acoplador (2) inferior, oriunda do quociente da diferença de dois momentos (M1, M2) e da distância (I3) dos dois conjuntos para determinação dos momentos em sentido convergente.

6. Processo de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 5, caracterizado pelo fato de que ao ser alcançado ou ultrapassado um valor predeterminado para a variável auxiliar será comutado o conjunto de resistência em um estado de fase oscilante.

7. Processo de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 6, caracterizado pelo fato de que no caso de uma diminuição verificada da força de reação do solo (GRF) sobre a ortese ou prótese, a resistência (R) será reduzida e com crescente força de reação do solo (GRF), será aumentada a resistência (R) até o bloqueio da articulação.

8. Processo de acordo com a reivindicação 7, caracterizado pelo fato de que o bloqueio da articulação (4) é suspenso quando se altera a variável auxiliar.

9. Processo de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 8, caracterizado pelo fato de que a resistência (R), 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 qualquer uma das reivindica ções 1 a 9, caracterizado pelo fato de que está previsto um sensor de temperatura e a resistência (R) é modificada na dependência de ao menos um sinal de temperatura 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 10, caracterizado pelo fato de que durante a fase parada, com crescente temperatura, será aumentada a resistência (R) e durante a fase oscilante será reduzida a resistência à flexão com crescente temperatura.

12. Processo de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 11, caracterizado pelo fato de que no caso de uma falha de conjuntos para captação de momentos M1, M2), forças (Ft, FAX) e/ou ângulos articulados KA), serão usados algoritmos de comandos alternativos na base dos conjuntos restantes para a modificação da resistência (R) ao estiramento e/ou flexão.

13. Processo de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 12, caracterizado pelo fato de que a distância (a, b) do vetor de força da reação do solo (GRF) até um componente articulado é determinada, sendo a resistência (R) reduzida quando for ultrapassado um valor limite da distância (a, b).

14. Processo de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que a resistência (R) após uma redução será novamente aumentada para um valor para a fase parada, quando dentro de um tempo determinado, após a redução da resistência (R), não for alcançado um valor limite para um ângulo inercial (αi) de um componente articulado, para uma velocidade angular inercial (WI), para uma força de reação de solo (GRF), para um momento (M) articulado, para um ângulo articulado (KA) ou para uma distância (a, b) de um vetor de força (GRF, FAX) na direção de uma componente articulada.

15. Processo de acordo com qualquer uma das reivindica ções 1 a 14, caracterizado pelo fato de que o ponto de ataque de força no pé (3) será determinado e a resistência (R) será aumentada ou não será reduzida quando o ponto de ataque da força se movimentar na direção do calcanhar.

16. Processo de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 15, caracterizado pelo fato de que a resistência à flexão (R) na fase parada é aumentada ou não é reduzida, quando for determinado um ângulo inercial (αI), decrescente na direção da vertical, relativo a um componente da coxa inferior ou, simultaneamente, for determinada uma sessão dianteira do pé solicitada.

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