Les prothèses connues, destinées aux personnes ayant subi une amputation d'un membre inférieur au-dessus du genou, sont constituées d'une ossature comprenant des éléments articulés les uns aux autres. L'articulation de l'ossature destinée à remplacer celle du genou est pourvue d'un frein permettant de détruire une partie de l'énergie cinétique de la jambe en mouvement.
Un dispositif bloque l'articulation lors de la phase d'appui du corps sur la prothése.
La prothèse la plus perfectionnée, connue à ce jour, utilise un système hydraulique pour le freinage et la stabilisation du mouvement.
Toutes ces prothèses présentent cependant un inconvénient important pour celui qui en est le porteur. Celui-ci doit, en effet, dépenser beaucoup plus d'énergie pour marcher, qu'il n'en faut à un individu normal. Cette dépense d'énergie provient du fait que l'amputé, s'il veut marcher correctement, doit provoquer le travail de l'articulation par des accélérations du moignon auquel est fixée
la prothèse, tout en s'efforçant de maintenir un équilibre latéral, instable par nature.
Le but de la présente invention est de remédier, au moins partiellement, à ce défaut des prothèses actuelles.
A cet effet, la présente invention a pour objet une prothèse de remplacement d'une partie d'un membre inférieur dont l'ossature comprend au moins quatre éléments articulés l'un à l'autre autour d'axes orthogonaux au plan de la marche, ces éléments devant remplacer respectivement, le premier, la cuisse, le deuxième, la jambe, le troisiéme, le tarse et le quatrième, le métatarse du pied, et des moyens de blocage unidirectionnels pour arrêter la rotation dudit deuxième élément vers l'avant dès que les premier et deuxième éléments se trouvent sensiblement dans le prolongement l'un de l'autre, caractérisée par le fait qu'elle comporte, au moins, un capteur de pression plantaire, une source d'énergie,
deux moyens moteurs pour développer des couples antagonistes centrés sur l'axe autour duquel sont articulés les deux premiers éléments de l'ossature et agissant sur chacun de ces éléments, un réseau de distribution d'énergie, disposé entre la source et les moyens moteurs, des organes de contrôle du débit d'énergie, amenée par ce réseau à chaque moyen moteur, un générateur de fonction relié, par son entrée audit capteur et par chaque sortie, à un desdits organes de contrôle du débit d'énergie, ce générateur étant agencé de manière à commander une alimentation sélective en énergie des différents moyens moteurs, le tout de manière à pouvoir réaliser une animation de la prothèse, simulant le comportement d'une jambe lors de la marche.
La mise en action de la prothèse se fait de la manière suivante: on détecte la pression plantaire en au moins un endroit de la longueur du pied, on mesure la durée de cette pression ainsi que celle des intervalles séparant les pressions successives, on émet des signaux en fonction des mesures enregistrées et on commande, par ces signaux, le débit de la source d'énergie pour produire le pivotement des éléments articulés au niveau du genou dans des sens déterminés et à des instants de la période du pas déterminés et proportionnels à la durée de la pression enregistrée.
Les principaux avantages de cette prothèse découlent de la régulation du cycle de la marche qui permet une rééducation de l'amputé réduite au minimum, et une démarche souple et naturelle.
L'animation de la prothèse diminue en outre, dans une proportion importante, l'effort physique nécessaire à la marche.
Le dessin annexé représente, à titre d'exemple et schématiquement, une forme d'exécution de la prothèse, objet de la présente invention.
La fig. 1 en est une vue en perspective avec arrachement de l'enveloppe de la prothèse.
La fig. 2 est un schéma bloc.
La fig. 3 montre divers diagrammes explicatifs du fonctionnement de la prothèse.
Une étude de la marche humaine a permis de préciser deux notions importantes pour le contrôle de la marche:
On a tout d'abord remarqué qu'en décomposant le cycle de
la marche, aussi bien naturelle que forcée, en différentes phases
(telles que l'appui ou le balancement de la jambe, l'enroulement ou
le déroulement du pied), on obtient, pour une vitesse de marche
constante, un rapport de chaque phase avec la période du cycle
complet, qui peut être considéré comme un terme constant pour
toutes les personnes normales.
Les grandeurs caractéristiques de la marche étant la vitesse v
la fréquence du pas f, et l'amplitude du pas s. ces paramètres sont liés par deux équations:
f=kvn
où k et n sont deux termes constants
EMI1.1
La valeur de n étant sensiblement égale à 0,5, on peut écrire:
EMI1.2
On peut déduire de ces équations
EMI1.3
Ces relations nous montrent que la fréquence et l'amplitude du pas augmentent avec la racine carrée de la vitesse et qu'elles sont linéairement dépendantes.
La durée d'une phase du cycle de la marche t étant une fraction connue de la période T de ce cycle, comme on l'a dit plus haut, on peut en déduire que
t=c . T où c est un terme constant
EMI1.4
Il ressort de ces relations que lorsque la durée d'une phase du cycle de la marche est connue, les grandeurs caractéristiques de la marche sont également définies.
La prothèse, objet de la présente invention, a précisément été élaborée sur la base de cette étude.
Cette prothèse, représentée en fig. 1, comporte une enveloppe t qui dissimule le mécanisme intérieur et donne à la prothèse une apparence naturelle. Cette enveloppe renferme une ossature formée d'éléments métalliques articulés les uns aux autres. Une tige 2 constitue l'élément d'ossature de la partie de la prothèse destinée à remplacer une partie de la cuisse. La partie supérieure de cette tige 2 pénètre dans un fût de matière plastique 3 moulé sur le patient et relié à l'enveloppe I par des moyens non représentés.
La partie inférieure de la tige 2 se termine par un élément d'articulation 4. Cet élément 4 comprend deux tenons latéraux 5 (dont un est visible à la fig. 1). L'extrémité de cet élément d'articulation 4 est concave et conformée pour recevoir l'extrémité partiellement convexe de l'autre élément d'articulation 6, qui comporte à l'avant un ergot de blocage 7. Cet élément 6 comporte
également deux tenons latéraux 8. Deux anneaux élastiques 9 passent autour des tenons respectifs 5 et 8 des deux éléments 4 et 6 qui font saillie de chaque côté de ces éléments. Ces anneaux
élastiques sont destinés à maintenir les deux éléments d'articulation en contact l'un avec l'autre.
Une seconde tige 10 de l'ossature est fixée à l'élément d'articulation 6 et correspond à la jambe de la prothèse. Cette tige 10 porte, à son extrémité inférieure. un embout 11 percé transversale- ment. Cet embout 11 est articulé à une pièce d'ossature du pied 12 au moyen d'une cheville 13 chassée dans le perçage de l'embout il et pivotée dans deux perçages ménagés de part et d'autre du
logement 14 de la pièce d'armature 12 du pied, destiné à recevoir l'embout 11.
Une lame de ressort 15 est soudée à l'extrémité avant de la pièce d'armature 12 et fait saillie en avant de cette pièce.
Une seconde pièce métallique 16 est soudée à cette lame de ressort 15, à une certaine distance de l'extrémité de la pièce 12.
La partie intermédiaire de cette lame 15 constitue l'articulation des os métatarsiens.
Deux détecteurs de pression 17 et 18 constitués par deux soufflets à faible écrasement sont fixés respectivement sous la pièce 16 et sous l'arrière de la pièce d'armature 12. Ces deux soufflets 17 et 18 sont reliés à un générateur de fonctions 19 par deux conduits respectivement 20 et 21. Ce générateur de fonctions est relié à un réservoir de gaz comprimé 22 fixé à la tige 10 de l'ossature. Ce réservoir d'alimentation communique, par quatre conduits 23, 24, 25 et 26 respectivement, avec les muscles artificiels Ml, Ml, M2 M2,.
Comme on le voit dans le schéma bloc de la fig. 2, la sortie du réservoir 22 est contrôlée par une vanne de réglage de pression 27 commandée par le générateur de fonction 19. Chacun des conduits 23. 24, 25 et 26 reliant le réservoir 22 aux muscles respectifs est contrôlé par une résistance réglable Rl, R2, R3 et R4, respectivement et par une valve Vl. V2, V3 et V4 respectivement.
Chacune de ces valves est pilotée par une sortie du générateur de fonctions 19.
Les muscles artificiels représentés à la fig. 1, sont faits chacun d'une enveloppe de tissu caoutchouté fusiforme, fixée, à chaque extrémité à l'un des deux éléments de l'ossature de la prothèse, articulés Fun à l'autre. Lorsqu'une enveloppe est gonflée, la déformation latérale engendre une force axiale utilisée pour faire tourner relativement les deux éléments de l'ossature articulés l'un à l'autre et solidaires respectivement des deux extrémités de cette enveloppe.
Comme on le remarque en fig. 1, les muscles artificiels de chaque articulation Ml, Mol', M2, M2, sont fixés aux éléments de l'ossature de la prothèse, de manière que les forces axiales respectives, engendrées consécutivement au gonflage de ces muscles s'exercent de façon antagoniste sur chacune desdites articulations de manière à obtenir des rotations relatives de sens contraires des éléments de l'ossature, à chaque point d'articulation, lors du gonflage de l'un ou l'autre des deux muscles reliés à deux éléments d'une même articulation.
Le procédé de mise en action de la prothèse est basé sur la mesure de la durée de deux phases constituant le cycle de la marche, à savoir, l' enroulement et le déroulement du pied.
Cette durée est détectée par les organes de détection 17 et 18 et introduite dans le générateur de fonctions 19, chargé de définir les caractéristiques de deux mouvements: la rotation de la jambe par rapport au genou et la rotation du pied par rapport à la cheville.
La rotation correspondant à la flexion de la lame élastique 15 est une fonction passive qui n'est pas commandée par le générateur de fonctions 19.
Le générateur de fonctions 19 est avantageusement réalisé au moyen d'éléments fluidiques dynamiques, formant la partie logique de ce générateur. Ce choix permet d'obtenir une solution homogène, une simplification du circuit logique et un entretien minimal.
La fig. 3 décrit dans le temps la physionomie des fonctions d'entrée, de sortie, et logiques représentées respectivement sous la forme des groupes de schémas E, S et L.
Afin de faciliter la lecture des schémas, on trouvera ci-après, une légende des symboles qui s'y trouvent.
P, est la pression de l'air utilisé pour faire fonctionner les muscles.
Pl et P2 sont les pressions envoyées par les soufflets 18 et 17, respectivement, au générateur de fonctions.
At représente le décalage entre le début des pressions Pl et P2.
T1 représente la durée totale des phases de l'enroulement et du déroulement du pied, c'est-à-dire, la durée du contact de la prothèse avec le sol.
k est une constante destinée à déterminer la durée de t1 qui correspond à la durée d'après laquelle le muscle Ml est actionné à la suite de la pression initiale, en fonction de Tl.
T est la durée d'un cycle complet ou la période du cycle.
Les quatre schémas de la sortie S représentent chacun la durée et l'ordre de mise sous pression des quatre muscles artificiels Ml, Mol', M2, M2,, respectivement. Cette commande est produite par l'ouverture sélective des valves Vl à V4 au moyen du dispositif de commande 19.
Ces quatre schémas de sortie montrent que, alors que Farticula- tion du genou est maintenue dépliée au début de la pression exercée sur le soufflet du talon 18, le muscle M2 reste gonflé un court instant pour que le talon prenne contact avec le sol, ce qui permet d'escamoter les irrégularités du sol. Ensuite, le pied est libéré autour de la cheville 13 lorsque la seconde pression P2 est exercée sur le soufflet 17, afin que la jambe puisse tourner librement autour de cette cheville 13. Lorsque les pressions P, et P2 cessent (début de la phase de balancement de la jambe), M1, est dégonflé et Ml est gonflé afin de plier l'articulation du genou.
Simultanément M2, est gonflé afin de faire tourner le pied autour de la cheville 13 dans la direction F. Au bout du temps T1, déterminé.
comme on Fa vu plus haut par le générateur de fonctions, Ml est dégonflé et M I' est gonflé. Les différents éléments de la prothèse se retrouvent dans la position de départ, prêts pour recommencer un autre cycle.
L'instant choisi pour gonfler M2, un peu avant le début d'un nouveau cycle de la marche. ainsi que l'instant choisi pour dégonfler Ml et M2, sont déterminés par des constantes, en fonction de Tl, de la même manière que l'on détermine l'instant Tl, auquel est gonflé Mol'.
Il est important que le générateur de fonctions cesse de faire fonctionner les muscles, lorsque le porteur de la prothèse n'observe pas un rythme de marche normal, notamment lorsqu'il est à l'arrêt ou lorsqu'il pose le pied à plat. Comme on le remarque. en effet, sur le graphique de gauche du schéma des fonctions logiques L, la pression d'alimentation P, ne se manifeste que lorsque l'écart entre le début des pressions P, et P2 enregistrées par les soufflets 18 et 17 respectivement est comprise entre les limites Atmjn et Atmax En outre. cette pression P, est inversement proportionnelle à la durée enregistrée entre le début de ces pressions P, et P2.
Known prostheses, intended for people who have undergone an amputation of a lower limb above the knee, consist of a framework comprising elements articulated to each other. The articulation of the framework intended to replace that of the knee is provided with a brake making it possible to destroy part of the kinetic energy of the moving leg.
A device blocks the joint during the phase of the body resting on the prosthesis.
The most advanced prosthesis known to date uses a hydraulic system for braking and stabilization of movement.
All these prostheses, however, have a significant drawback for the wearer. He must, in fact, spend much more energy to walk than is necessary for a normal individual. This expenditure of energy comes from the fact that the amputee, if he wants to walk correctly, must cause the work of the joint by accelerations of the stump to which is attached
the prosthesis, while trying to maintain a lateral balance, unstable by nature.
The aim of the present invention is to remedy, at least partially, this defect of current prostheses.
To this end, the present invention relates to a prosthesis for replacing part of a lower limb, the framework of which comprises at least four elements articulated to one another around axes orthogonal to the plane of the gait. , these elements having to replace, respectively, the first, the thigh, the second, the leg, the third, the tarsus and the fourth, the metatarsus of the foot, and unidirectional locking means to stop the rotation of said second element forwards as soon as the first and second elements are substantially in the extension of one another, characterized in that it comprises, at least, a plantar pressure sensor, a source of energy,
two motor means for developing antagonistic torques centered on the axis around which the first two elements of the framework are articulated and acting on each of these elements, an energy distribution network, arranged between the source and the motor means, energy flow control devices, supplied by this network to each motor means, a function generator connected, by its input to said sensor and by each output, to one of said energy flow control devices, this generator being arranged so as to control a selective supply of energy to the various motor means, the whole so as to be able to perform an animation of the prosthesis, simulating the behavior of a leg when walking.
The prosthesis is put into action as follows: the plantar pressure is detected in at least one place along the length of the foot, the duration of this pressure is measured as well as that of the intervals between the successive pressures, it emits signals as a function of the recorded measurements and the flow rate of the energy source is controlled by these signals to produce the pivoting of the articulated elements at the level of the knee in determined directions and at instants of the period of the pitch determined and proportional to the duration of the recorded pressure.
The main advantages of this prosthesis derive from the regulation of the gait cycle which allows rehabilitation of the amputee reduced to a minimum, and a flexible and natural gait.
The animation of the prosthesis also decreases, in a significant proportion, the physical effort required for walking.
The appended drawing represents, by way of example and schematically, an embodiment of the prosthesis, object of the present invention.
Fig. 1 is a perspective view with the casing of the prosthesis cut away.
Fig. 2 is a block diagram.
Fig. 3 shows various explanatory diagrams of the operation of the prosthesis.
A study of human walking has made it possible to clarify two important concepts for the control of walking:
We first noticed that by breaking down the cycle of
walking, both natural and forced, in different phases
(such as leg support or swing, curl or
the unwinding of the foot), we obtain, for a walking speed
constant, a ratio of each phase to the cycle period
complete, which can be considered as a constant term for
all normal people.
The characteristic quantities of walking being the speed v
the frequency of the step f, and the amplitude of the step s. these parameters are linked by two equations:
f = kvn
where k and n are two constant terms
EMI1.1
The value of n being substantially equal to 0.5, we can write:
EMI1.2
We can deduce from these equations
EMI1.3
These relations show us that the frequency and amplitude of the step increase with the square root of the speed and that they are linearly dependent.
The duration of a phase of the walking cycle t being a known fraction of the period T of this cycle, as we said above, we can deduce that
t = c. T where c is a constant term
EMI1.4
It emerges from these relationships that when the duration of a phase of the walking cycle is known, the characteristic quantities of walking are also defined.
The prosthesis, which is the object of the present invention, has been specifically developed on the basis of this study.
This prosthesis, shown in FIG. 1, has a shell t which conceals the inner mechanism and gives the prosthesis a natural appearance. This envelope contains a framework formed of metal elements articulated to each other. A rod 2 constitutes the framework element of the part of the prosthesis intended to replace part of the thigh. The upper part of this rod 2 enters a plastic barrel 3 molded on the patient and connected to the casing I by means not shown.
The lower part of the rod 2 ends in an articulation element 4. This element 4 comprises two lateral tenons 5 (one of which is visible in FIG. 1). The end of this articulation element 4 is concave and shaped to receive the partially convex end of the other articulation element 6, which comprises at the front a locking lug 7. This element 6 comprises
also two lateral tenons 8. Two elastic rings 9 pass around the respective tenons 5 and 8 of the two elements 4 and 6 which protrude on each side of these elements. These rings
elastics are intended to keep the two articulation elements in contact with each other.
A second rod 10 of the framework is fixed to the articulation element 6 and corresponds to the leg of the prosthesis. This rod 10 carries, at its lower end. an end piece 11 pierced transversely. This end piece 11 is articulated to a frame part of the foot 12 by means of an ankle 13 driven into the hole in the end piece 11 and pivoted in two holes made on either side of the
housing 14 of the frame part 12 of the foot, intended to receive the end piece 11.
A leaf spring 15 is welded to the front end of the frame part 12 and protrudes forward from this part.
A second metal part 16 is welded to this leaf spring 15, at a certain distance from the end of part 12.
The intermediate part of this blade 15 constitutes the articulation of the metatarsal bones.
Two pressure detectors 17 and 18 formed by two low-compression bellows are fixed respectively under the part 16 and under the rear of the reinforcement part 12. These two bellows 17 and 18 are connected to a function generator 19 by two conduits 20 and 21 respectively. This function generator is connected to a compressed gas reservoir 22 fixed to the rod 10 of the framework. This supply reservoir communicates, through four conduits 23, 24, 25 and 26 respectively, with the artificial muscles M1, M1, M2 M2 ,.
As can be seen in the block diagram of FIG. 2, the outlet of the reservoir 22 is controlled by a pressure adjustment valve 27 controlled by the function generator 19. Each of the conduits 23, 24, 25 and 26 connecting the reservoir 22 to the respective muscles is controlled by an adjustable resistance Rl, R2, R3 and R4, respectively and by a valve Vl. V2, V3 and V4 respectively.
Each of these valves is controlled by an output of the function generator 19.
The artificial muscles shown in fig. 1, are each made of an envelope of spindle-shaped rubberized fabric, fixed at each end to one of the two elements of the framework of the prosthesis, articulated Fun to the other. When an envelope is inflated, the lateral deformation generates an axial force used to relatively rotate the two elements of the frame articulated to one another and secured respectively to the two ends of this envelope.
As can be seen in fig. 1, the artificial muscles of each joint M1, Mol ', M2, M2, are attached to the elements of the framework of the prosthesis, so that the respective axial forces, generated as a result of the inflation of these muscles are exerted in an antagonistic manner on each of said joints so as to obtain relative rotations in opposite directions of the elements of the framework, at each point of articulation, during the inflation of one or the other of the two muscles connected to two elements of the same joint.
The method of activating the prosthesis is based on the measurement of the duration of two phases constituting the walking cycle, namely, the winding and the unwinding of the foot.
This duration is detected by the detection members 17 and 18 and introduced into the function generator 19, responsible for defining the characteristics of two movements: the rotation of the leg with respect to the knee and the rotation of the foot with respect to the ankle.
The rotation corresponding to the bending of the elastic blade 15 is a passive function which is not controlled by the function generator 19.
The function generator 19 is advantageously produced by means of dynamic fluidic elements, forming the logical part of this generator. This choice makes it possible to obtain a homogeneous solution, simplification of the logic circuit and minimal maintenance.
Fig. 3 describes over time the physiognomy of the input, output, and logic functions represented respectively in the form of the groups of diagrams E, S and L.
In order to facilitate the reading of the diagrams, a legend of the symbols found therein will be found below.
P, is the air pressure used to make muscles work.
P1 and P2 are the pressures sent by bellows 18 and 17, respectively, to the function generator.
At represents the shift between the start of the pressures P1 and P2.
T1 represents the total duration of the phases of rolling and unwinding of the foot, that is to say, the duration of contact of the prosthesis with the ground.
k is a constant intended to determine the duration of t1 which corresponds to the duration after which the muscle M1 is actuated following the initial pressure, as a function of Tl.
T is the duration of a complete cycle or the period of the cycle.
The four diagrams of the output S each represent the duration and the order of pressurization of the four artificial muscles M1, Mol ', M2, M2 ,, respectively. This command is produced by the selective opening of the valves V1 to V4 by means of the control device 19.
These four output diagrams show that, while the knee joint is held unfolded at the start of the pressure exerted on the heel bellows 18, the M2 muscle remains inflated for a short time so that the heel makes contact with the ground. which allows the irregularities of the ground to be retracted. Then, the foot is released around the ankle 13 when the second pressure P2 is exerted on the bellows 17, so that the leg can turn freely around this ankle 13. When the pressures P, and P2 cease (beginning of the phase of leg swing), M1, is deflated and M1 is inflated to bend the knee joint.
Simultaneously M2, is inflated in order to rotate the foot around the ankle 13 in the direction F. At the end of the time T1, determined.
as seen above by the function generator, Ml is deflated and M I 'is inflated. The different parts of the prosthesis are in the starting position, ready to start another cycle.
The moment chosen to inflate M2, a little before the start of a new cycle of walking. as well as the instant chosen to deflate M1 and M2, are determined by constants, as a function of Tl, in the same way as the instant Tl, at which Mol 'is inflated, is determined.
It is important that the function generator stops working the muscles when the wearer of the prosthesis does not observe a normal walking rhythm, in particular when he is stationary or when he puts his foot flat. As we can see. in fact, on the left graph of the diagram of the logic functions L, the supply pressure P, appears only when the difference between the start of the pressures P, and P2 recorded by the bellows 18 and 17 respectively is between the limits Atmjn and Atmax In addition. this pressure P, is inversely proportional to the time recorded between the start of these pressures P, and P2.