CN1529573A - 具有缓冲踝部的假体足 - Google Patents
具有缓冲踝部的假体足 Download PDFInfo
- Publication number
- CN1529573A CN1529573A CNA01821360XA CN01821360A CN1529573A CN 1529573 A CN1529573 A CN 1529573A CN A01821360X A CNA01821360X A CN A01821360XA CN 01821360 A CN01821360 A CN 01821360A CN 1529573 A CN1529573 A CN 1529573A
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- ankle
- foot prosthesis
- plate part
- pad
- foot
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
- A61F2/60—Artificial legs or feet or parts thereof
- A61F2/66—Feet; Ankle joints
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
- A61F2/68—Operating or control means
- A61F2/74—Operating or control means fluid, i.e. hydraulic or pneumatic
- A61F2/741—Operating or control means fluid, i.e. hydraulic or pneumatic using powered actuators, e.g. stepper motors or solenoids
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
- A61F2/60—Artificial legs or feet or parts thereof
- A61F2/602—Artificial legs or feet or parts thereof with air cushions
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
- A61F2/60—Artificial legs or feet or parts thereof
- A61F2/66—Feet; Ankle joints
- A61F2/6607—Ankle joints
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
- A61F2/68—Operating or control means
- A61F2/74—Operating or control means fluid, i.e. hydraulic or pneumatic
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
- A61F2002/5007—Prostheses not implantable in the body having elastic means different from springs, e.g. including an elastomeric insert
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
- A61F2002/501—Prostheses not implantable in the body having an inflatable pocket filled with fluid, i.e. liquid or gas
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
- A61F2002/501—Prostheses not implantable in the body having an inflatable pocket filled with fluid, i.e. liquid or gas
- A61F2002/5012—Prostheses not implantable in the body having an inflatable pocket filled with fluid, i.e. liquid or gas having two or more inflatable pockets
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
- Prostheses (AREA)
- Orthopedics, Nursing, And Contraception (AREA)
- Socks And Pantyhose (AREA)
- Acyclic And Carbocyclic Compounds In Medicinal Compositions (AREA)
- Medicines Containing Material From Animals Or Micro-Organisms (AREA)
Abstract
提供一种简单而廉价的假体足,该假体足装有缓冲的踝部件,该踝部件包括踝垫,该踝垫由具有要求顺应性和能量恢复特性的弹性材料或者气包构成。该踝垫夹在足板部件和踝板部件之间。一个或者多个开孔穿过踝垫,该开孔相对于前行运动方向大体横向取向。这些开孔的尺寸和形状以及其中插入的不同类型的增强件使得踝垫具有需要的运行特性。当踝垫为一个或者多个可充气气包的形状时,可以利用阀门分别控制这些气包内的压力,由此可以使假体足的不同部分具有要求的运行特性。还应用泵系统来控制和产生这些气包中的流体压力。优选泵系统根据被截肢人在两个可伸缩支架上的运动来控制流体压力,这两个伸缩支架连接于假体足。
Description
技术领域
本发明涉及假体足,具体涉及一种结构简单的断面小的运行特性好的假体足。
背景技术
在假体市场中,常规SACH足(实心踝部和缓冲足跟的足)在过去35年以来是用得很广的人造足。该SACH足一般包括实心踝部和缓冲足跟足,该足沿一个通过踝部的近似铰接轴装在肢体上。该SACH足用得广泛的原因是因为它结构简单,价格便宜,但是在动态响应特征方面有一些缺点。具体是,低级的SACH足不能像高级的假体足一样提供更大的能量贮存和能量释放。
最现代的假体足包括某种形式的能量贮存部件,用于贮存和释放行走能量。这种部件通常由弹簧加载的踝关节构成,该踝关节包含金属螺旋弹簧,或者更一般包括橡胶顺应性部件。已经设计出价格便宜的假体足,该足具有用于贮存和释放行走能量的大体实心橡胶踝垫或者泡沫踝垫。在我的题为“PROSTHES IS WITH RESILIENT ANKLE BLOCK”的美国专利NO.5800569中已经公开了这种踝垫,该专利的整个内容已作为参考文献包含在本文中。实心可压缩的踝垫固定在上、下支承件之间,从而提供弹性压缩以及能量的贮存和释放。采用踝垫部件可以得到在制造和价格方面的优点。然而对于某些应用,采用实心踝垫很难获得满意程度的弹性顺应性和能量恢复,因为所涉及的材料在弹性、粘性和最大压缩性方面具有固有的限制。
发明内容
本发明的一个实施例提供一种简单的廉价假体足,该假体足包括踝垫,该踝垫具有可选择的顺应性和能量恢复,这些特征可以在很大的范围内变化,从而适应不同重量、高度和活动量的被截肢人。该踝垫由具有要求的顺应性和能量恢复的可压缩材料构成。该踝垫夹在足部件和踝部件之间。一个或者多个弹簧插入件嵌在踝垫内,由此可以增加假体足的刚性,并提高能量贮存和恢复的程度。该弹簧插入件的形状最好是在踝板部件和足板部件相对角位移期间例如在足尖和足跟翻转期间能承受压力以及例如在响应垂直振动负载时还能承受垂直压力的形状。
在本发明的一个方面中,提供一种基本的假体足,该假体足具有增强的运行性能,一般包括下部足板、上部踝板、连接这两个板的泡沫踝垫以及嵌入到踝垫中的弹簧部件。足板和踝板二者均用强度大的可弯曲材料最好是层合复合材料制作。足板的尺寸定为大约等于人的被取代足的尺寸,而踝板具有类似的宽度,但比足板长度短。该踝垫的长度和宽度约等于踝板的长度和宽度,并与其对齐,该弹簧部件包括两个相对扁平的碳纤维复合料部件,该部件在其中间被固定,而在其端部被分开。这使得弹簧部件形成蝴蝶结或者双叉骨的优选形状。固定部件最好将踝板连接于使用人的残肢或者下肢的支架上。在行走期间,弹性踝垫与嵌入的弹簧部件和可弯曲的板相结合可以提供平稳的翻转,从足跟接地位置翻转到足尖离地位置。
在另一方面中,提供了一种假体足的踝垫,该踝垫的前后位置均具有圆筒形的开孔。这些开孔中能够放入另外的插入件或者增强件,使踝垫达到要求的刚性。在优选实施例中,该足部件还具有渐缩的厚度。另外,该足部件包括升高的足跟端部和足尖端部以及在其间的拱形区域。
在另一方面中,提供一种假体足,该假体足包括足板部件、至少一个踝板部件和夹在该足板部件和踝板部件之间的踝垫。该足板部件的长度约等于人足的长度,该足板部件包括可以沿其长度弯曲的弹性材料。该至少一个踝板部件的长度显著短于该足板部件。该踝垫包括相当软的可压缩材料,基本上构成在该足板部件和踝板部件之间进行支承和连接的足底装置。在该踝垫中至少有一个开孔穿过,该开孔基本上垂直于前行运动方向。该足板部件和踝垫可以以配合的形式弯曲,从而基本上达到从足跟接地到足尖离地的平稳连续的翻转变化。
在另一方面中,假体足包括下部足板、上部踝板和许多可充气气包,该踝板配置在下部足板上,一般配置在它的上面,并与其隔开一定距离,该充气包配置在上部踝板和下部足板之间,并使上部踝板和下部足板分开。该气包基本上构成在足板和踝板之间的支承足底部件。该足板和气包以配合的方式弯曲,从而达到从足跟接地到足尖离地的平稳连续的翻转变化。
在另一方面中,提供一种连接于被截肢人支架的假体足,该假体足包括其长度约等于人足长度的足板部件、其长度显著短于足板部件的踝板部件以及至少一个配置在踝板部件和足板部件之间的可充气气包。该足板部件包括能够沿其长度弯曲的弹性材料。该至少一个充气气包基本上构成在足板部件和踝板部件之间进行支承和连接的足底部件。流体泵根据被截肢人的运动产生作用在支架上的流体压力。流体管路将流体引入到该至少一个可充气的气包内。
另一方面中,提供了一种假体足的泵系统,该系统包括至少一个可充气气包、包含活塞和气缸的唧筒,将该唧筒连接于该至少一个充气气包的流体管路,和套筒式接触的第一和第二支架。该活塞连接于第一支架,而气缸连接于第二支架,使得第一和第二支架之间的相对运动将活塞压入或拉出气缸,从而在该至少一个充气气包内产生压力。
在另一方面中,提供一种假体足,该假体足包括套筒式接触的内部支架和外部支架。在该内部和外部支架之间形成的室内配置一种可压缩部件。在假体足上作用压缩力和松开压缩力时,该内部支架将相对于外部支架活动。还配置与该室连通的流体管路。该至少一个可充气气包与该流体管路连通,并且根据内部支架和外部支架之间的相对运动可以在该至少一个可充气气包中产生流体压力。在另一方面中,假体足包括足板部件和至少一个踝板部件,该足板部件包括能够沿其长度弯曲的弹性材料。包含相当软和可压缩的材料的踝垫夹在该踝板部件和足板部件之间。该踝垫基本上形成在足板部件和踝板部件之间进行支承和连接的足底部件。至少一个开孔穿过踝垫,该开孔相对于前行方向大体位于横向方向。在该至少一个开孔中插入至少一个凸轮,该凸轮可以转动,从而局部调节踝垫的硬度。
在另一方面中,假体足具有足板部件、至少一个踝板部件和夹在它们之间的踝垫,该假体足包括穿过踝垫的第一室和第二室。该第一室配置在踝垫的前部分,而第二室配置在踝垫的后部分,该第一室和第二室的方向大体垂直于前行方向。在第一和第二室中分别配置第一和第二增强件,该第一和第二增强件可以在上述各个室中活动。
在另一方面中,提供了一种假体足,该假体足包括足板部件和至少一个踝板部件,该足板部件包括可以沿其长度弯曲的弹性材料。一种包含很软并可压缩的材料的踝垫夹在该踝板部件和足板部件之间。该踝垫基本上构成在足板部件和踝板部件之间进行支承和连接的足底部件。该踝垫包括踝垫后部的楔形切口。在一个实施例中,假体足还包括插入该楔形切口的楔形件。
在另一方面中,假体足包括足板部件、至少一个踝板部件和夹在它们之间的踝支承部件,这种假体足还具有连接踝板部件和足板部件的带部件。该带部件相对于前行运动方向配置于踝垫的后面,它能够调节上述踝板部件和上述足板部件之间的相对弯曲性。
为了简要说明本发明以及整个先有技术中达到的优点,上面已经描述了本发明的一些目的与优点。当然,应当明白,按照本发明的特定实施例不一定能够获得所有这些目的或者优点。因此,例如技术人员应当看到,可以以某种方式实施或者实现本发明,这种方式可以达到或者优化如本文所述的一个优点和一组优点,而不一定达到如本文中所述或者提出的其它优点或者其它目的。
所有这些实施例预定包含在本文公开的本发明的范围内。技术人员可以从下面参考附图详细说明的优选实施例中明显看出本发明的这些和其它的实施例,但本发明不限于所公开的任何特定优选实施例。
附图说明
图1是透视图,示出本发明一个实施例的假体足。
图2是横截面图,示出本发明一个实施例的假体足。
图3是透视图,示出嵌入到本发明一个实施例踝垫中的弹簧部件。
图4是假体足的侧视图,并详细示出沿其长度具有锥形厚度的足板。
图5A是截面图,示出走步时位于足跟接地位置的假体足。
图5B是截面图,示出走步时位于平位置的假体足。
图5C是截面图,示出走步时位于足跟离地位置的假体足。
图5D是截面图,示出走步时位于足尖离地位置的假体足。
图6是截面图,示出本发明另一实施例的假体足,该假体足包括改型的弹簧部件。
图7是横截面图,示出本发明再一实施例的假体足,该假体足包括改型的踝垫。
图8是横截面图,示出本发明又一实施例的假体足,该假体足包括改型的踝垫。
图9是横截面图,示出本发明的又一实施例的假体足,该假体足包括可充气气包踝垫。
图10是横截面图,示出本发明的又一实施例的假体足,该假体足包括多个可充气气包踝垫。
图11A是局部横截面图,示出本发明又一实施例的假体足,该假体足包括圆筒形长孔。
图11B-11D是增强件的透视图,该增强件插入到图11A所示的假体足的空腔中。
图12是局部横截面图,示出本发明的又一实施例的假体足,该假体足包括双踝板和圆筒形长孔。
图13是局部横截面图,示出本发明的又一实施例的假体足,该假体足包括足尖和足跟空气包。
图14是图13所示足跟和足尖空气包的立体图。
图15A是透视图,示出本发明又一实施例假体足的部件,该部件包括振动抽吸系统。
图15B是图15A所示假体足阀门管路的示意图。
图16A是透视图,示出本发明又一实施例的假体足,该假体足包括图15A所示的部件。
图16B是透视图,示出包含二氧化碳气瓶的假体足的一个实施例。
图17和图18是局部横截面图,示出本发明的又一实施例假体足,该假体足包括带内腔的氨基甲酸乙酯。
图19是局部横截面图,示出本发明的又一实施例假体足,该假体足包括可转动的凸轮。
图20是局部横截面图,示出本发明又一实施例的假体足,该假体足包括驱动器和活动的增强件。
图21是局部横截面图,示出本发明又一实施例的假体足,该假体足包括可调节的带部件和可插入的足跟楔形件。
图22是图21所示假体足的局部横截面图,该图还示出用于张紧可调节带部件的C形插入件。
图23是假体足的局部横截面图,该假体足具有与活动振动组件流体连通的可充气气包。
具体实施方式
下面参照图1和2,图中分别以透视图和侧视横截面图示出本发明的第一实施例假体足10。该假体足10一般包括下部足板12、上部较小踝板14、用弹性材料作的连接足板12和踝板14的踝衬或者踝垫16以及嵌入到踝垫16中的弹簧部件18。该足板12的长度和宽度约等于特定使用人被截足的长度和宽度,其尺寸定为可以装入到如虚线所示的一个外部柔性外饰件30中。该踝板14和弹性踝垫16具有近似相同的水平横截面尺寸。该踝板14、踝垫16和弹簧部件18相对于足板12的后半部横向居中配置,一般配置在后半部的上面。该踝垫16夹在足板12和踝板14之间,最好用聚氨酯粘接剂或者其它已知固定工艺粘接或者结合在两个板上。
该弹簧部件18是弹性支承部件,插入到弹性踝垫16中。如图3所示,该弹簧部件18最好包括上部和下部板形部件22和24,各个部件是相对平的,具有大体矩形的垂直投影。这些板形部件在其中心由紧固件26固定,而在端部80和82是分开的。该上部件22最好具有朝上凹的曲线形状,而下部件24最好具有向下凹的曲线形状。这使得弹簧部件18基本上形成为大体双叉骨形状或者蝴蝶结形状。
如图1所示,弹簧18完全嵌入到踝垫16中,从外面看不见。参照图2,弹簧部件18基本上纵向伸过踝垫16的长度,其宽度基本上等于踝垫16的宽度。该紧固件26可以包括螺栓、焊接或者任何其它技术人员知道的紧固装置。在优选实施例中,紧固件26是绕在两个部件22和24中心部分上的带部件。最好将弹性橡胶作的楔形件28放置在两个板部件22和24之间,以保护该部件内表面,这也对弹簧部件18提供另外的支承。该楔形件28所起的作用是在两个板部件22、24之间形成杠杆系统,如果需要,可以调节弹簧部件18的弹性。按照另一种方法,如果需要,该楔形件可以被永久的粘接就位,或者与板部件22、24中的一个或两个形成一体。虽然已经说明弹簧部件18具有双叉骨形状或者蝴蝶结形状,但是其它形状和尺寸对于提供踝垫16的支承作用也是适用的。另外,可以在踝垫中配置一个以上的弹簧部件来为假体足10提供支承和能量恢复。
如图1和2所示,该假体足10还包括支架部件32,该支架部件固定于被截肢人(未示出)的残肢上,并沿大体垂直方向从残肢适当向下延伸。在优选实施例中,该支架部件32为管状结构,这种结构具有在所有方向基本上相等的惯性矩,以限制在所有方向的弯曲。该管形件32最好也是空心的,使得它的重量相当轻,用料量较少,可以降低生产成本。该支架部件32的尺寸定为可以与标准的30mm支架换用。也可以运用其它刚性结构来达到本文所述的有利方面,例如采用矩形截面的结构,这种结构对一个或者两个横轴的惯性矩是相当大的,示于图1的通过支架32的中心线70构成朝下作用力的方向。
如图1和图2所示,踝板14用垂直取向的上部固定部件34固定于支架部件32。该上部固定部件34连接于弯曲的踝部分36,该踝部分连接于踝板14。这三个部件最好彼此形成一体,以便达到最佳的强度和使用寿命。该固定部件34具有后表面38和大体平行于该表面的前表面40,如图2所示。该固定部件34基本上是刚性的能够承受由假体足作用的扭力、冲击力和其它力。另外,固定部件34的固有刚性可以防止该部件以任何显著的方式变形。并可以将受到的上述力传输到适当的辅助假体支架32上。
参照图2,在优选实施例中的固定部件34是垂直取向的,使得它可以固定在支架部件32上。连接装置42配置在支架部件32的下端,该连接部件形成一个平的表面使得可以将垂直固定部件34固定在该表面上。连接装置42具有一个与支架部件32的圆柱外表面相匹配的固定表面44和与固定部件34相匹配的基本上为平的第二固定表面46。在优选实施例中,固定表面44弯曲成与管形支架部件32的外表面相匹配,而固定表面46做成平的,使其与固定部件34的前表面40匹配。
连接装置42最好焊接或者粘接在支架部件32上,该装置具有两个孔(未示出),其中可以插入两个螺栓48,以便进行固定。固定部件34也具有两个孔(未示出),该孔与连接装置上的孔对齐,从而可以将两个螺栓48穿过固定部件34和连接装置42进行固定。还可以考虑将支架部件固定于足部分的其它方法,例如在我先前提出的美国专利No.514186K中公开的那些方法以及利用整体成形结构的那些方法,该专利的整个内容已作为参考文献包含在本文中。
如上所述,与踝板14形成一体的固定部件34是垂直取向的,它可以从支架部件32上的连接装置42向下伸出一些。如图2所示,固定部件34沿其垂直部分的厚度比沿足部分大体水平延伸的踝板14的厚度大的多。该固定部件34应相当厚,以便承受作用在假体装置上的垂直力以及限制在此结合部分的过分弯曲。固定部件34的整个上部垂直部分最好具有很均匀的厚度和宽度。
管形支架部件32最好可以从假体装置上取下来,使得可以替换该支架部件而不替换假体装置的其余部件。这样便使得本申请的发明可以用在很大的范围。例如,可以切短本发明的管形部件,使其可以适用于具有不同残肢长度的被截肢人使用,这种被截肢人包括正在成长的被截肢人。装假体的医生只需要将标准的管形支架切成适合的长度。另外,这样也不需要制造作为假体一部分的长的刚性腿部分。因而只需要较少的材料来制造本发明的假体,降低了制造成本。
优选实施例还分别包括在踝垫16的前、后部分的圆筒形长孔50和51,如图2所示,以便接纳插入的增强件52和53。该圆筒形开口50和51水平取向,大体垂直于前行运动方向,该开孔配置在上、下板部件22和24中间。增强件52和53可取出地放置在这些开孔中,从而对假体足10构成另外的支承和增强,并且还可以改变假体足的弹性。例如将增强件52和53插入到具有较高弹性系数的踝垫16中可以为活动性较大的被截肢人提供额外的能量贮存和恢复。另一方面,在需要另一种控制时,可以将弹性系数较低的增强件插入,使其产生具有较大缓冲特性的踝垫16。另外,可使圆筒开孔50和51保持空的,由此可以得到只由踝垫16和弹簧部件18决定的柔顺性。
优选材料及制造方法
足板12和踝板14最好用可弯曲的材料制作,板的这种弯曲可以释放作用在踝垫16和板12与14之间界面上的极端剪应力。足板12和踝板14二者最好用强度大的具有弯曲性的玻璃纤维制作。踝板14和足板12的优选材料是乙烯酯基的模压塑料板,例如可以用密执根州Midland市的Quantum Composites公司买的Quantum#QC-8800塑料板。或者,这些板可以用嵌入到硬化易弯曲聚合物中的许多层板构成。在其它安排中,这些板可以用其它材料形成,例如技术人员清楚的碳纤维复合材料。板的要求特征是,它们应具有相当弹性,使其可以抵抗反复不断受到弯曲应力时发生的破裂,同时还应具有相当的弯曲性,使得可以与弹性踝垫的特征相结合增强使用人感觉到的运行特性。支架部件32最好用坚韧材料制作,例如用纤维增强复合材料的层合材料制作。支架部件32的硬度还可用增强件和更致密的材料提供。
踝垫16夹在足板12和踝板14之间,如图1和2所示,最好粘接在两个板上。该踝垫最好用氨基甲酸乙酯、橡胶或者其它具有要求的顺应性和能量恢复特性的其它合适材料制作。踝垫16的优选材料是膨胀的氨基甲酸乙酯泡沫塑料,例如多孔的Vulkolkai Pur-CellNo.15-50泡沫塑料,其密度约为500kg/m3,该泡沫塑料可以从宾夕伐尼亚州Washington城的Pleiger Plastics Company公司买到。或者如果需要,踝垫16可以用各种其它弹性材料模制或者制造,例如用天然的或者人造的橡胶、塑料、蜂窝状材料或者其它材料。然而多孔的泡沫塑料具有可以提供更自然步行感觉所需的高度压缩性以及要求的粘弹性,而没有硬化缺点和与实心橡胶有关的压缩性有限等缺点。另外,泡沫塑料垫的多孔特性使得它比实心的橡胶轻。可以用密度在约150-1500kg/m3的泡沫塑料来获得本发明所述的优点。
弹簧部件18最好用高弹性材料制作,这种材料在上、下部件12和14相对角位移期间例如在足尖和足跟翻转期间可以支承压力,并且还可以支承响应垂直振动负载时产生的垂直压力。一种优选材料是碳纤维复合材料,例如织成的纤维垫和在环氧树酯基体中的短纤维。然而也可以应用技术人员已知具有同样强度和重量特性的其它材料,也可以获得满意的效能。例如可以用其它丝状材料,例如玻璃丝、Kevlaw丝和尼龙丝来确保满足特定被截肢人要求的轻便和结构及动态特征。可用各种弹性材料制造楔形件28,包括天然橡胶和人造橡胶、弹性聚氨酯等。
将聚氨酯橡胶注入模具中,然后使它固化,这样便可以制造包含弹簧部件18的踝垫16。该弹簧部件18可以在注入聚氨酯之前放入模具中,因而在固化期间聚氨酯便粘接到弹簧部件上。用于插入增强件52和53的圆筒形长孔或者开孔50和51可以这样形成在踝垫16中,即将圆筒形塞子在注入聚氨酯之前插在垫子中。或者采用在固化之后简单地切去踝垫的一部分或者钻去一部分的方法在踝垫中形成这些开孔。
在开孔中配置的增强件最好是泡沫塑料管,其密度按照要求的顺应特性选择。优选的材料是膨胀的聚氨酯,其泡沫密度在约150-1500kg/m3之间较好。其密度最好在约250-750kg/m3之间,以便适当调节假体足的能量贮存和恢复特性。
优选尺寸
如图4所示,足板12最好为曲线形状。足板12的厚度t最好沿其长度是渐缩的,这种渐缩的断面大约对应于被截肢人的重量。即对于较重的被截肢人沿其长度的厚度大于较轻被截肢人的厚度。一般说来,重量被分成低重组、中重组和高重组。
下面的表1提供了作为标准尺寸C/D/E的按照最新男性“A”宽度鞋的外饰件尺寸优选组。这些尺寸由外饰件的长度L、前足的宽度B和足跟的宽度H代表。
表1最新男性“A”宽度鞋的外饰物尺寸
标准尺寸 | 长度L(cm) | 宽度B(cm) | 宽度H(cm) |
C | 22 | 2.88 | 2.19 |
23 | 3.00 | 2.25 | |
24 | 3.12 | 2.31 | |
D | 25 | 3.25 | 2.44 |
26 | 3.38 | 2.50 | |
27 | 3.50 | 2.56 | |
E | 28 | 3.62 | 2.69 |
29 | 3.75 | 2.75 | |
30 | 3.88 | 2.81 |
下面的表2示出各种被截肢人重量组的优选标准尺寸。
表2V随重量组变化的标准尺寸
标准尺寸 | 重量组 | ||
低重量 | 中重量 | 高重量 | |
C | CL | CM | - |
D | DL | DM | DH |
E | - | EM | EH |
下面的表3示出平均尺寸或者“DM”尺寸足板12的优选渐缩厚度(t),该厚度取于相隔距离1英寸(2.54cm)的位置。
表3V“DM”足板的渐缩厚度t
位置(x=2.54cm) | 厚度t(cm) |
a | 0.16 |
b | 0.16 |
c | 0.32 |
d | 0.52 |
e | 0.69 |
f | 0.78 |
g | 0.71 |
h | 0.60 |
i | 0.48 |
j | 0.28 |
足板12具有靠近图4左边的足跟端部54,该端部是凹部朝上的,或者从水平面P1开始稍微上翘,该水平面与足板12的足跟端部54相切。同样,靠近图4右边的足尖端部56是朝上凹的,或者从水平面P2开始稍微上翘,该水平面与足板12前部分相切。在足跟端部和足尖端部之间形成拱形部分58,该拱形部分最好朝下凹,如图所示。
应当明白,在外饰件30(未示出)中,该足跟端部54的切面P1相对于足尖端部56的切面P2稍微上升距离y,如图所示。表3所示DM尺寸足板的升高距离y例如为0.5英寸(1.27cm)。足板12距外饰件的底部或者足底最好为0.25英寸(0.63cm)。外饰件30可以采用自动雕刻的足型进行夹物模制,用基于母模的细节和尺寸和/或者代表典型足尺寸的数字化数据。
包含足板12拱形部分的中心区域58具有足板12的最大厚度。拱形区域58的曲率由外饰件或者鞋底的轮廓确定,一般对应于所选范围的人足长度。
假体10的足板12长度在约5-15英寸(约13-38cm)之间比较好,对于表1给出的足尺寸,最好在约8-12英寸(约20-30cm)之间。足板12的宽度最好在约1-4英寸(约2.5-8cm)之间。对于表3给出的DM尺寸足板12的例子,板12长度约为9英寸(约为23cm),其宽度约为2英寸(约5cm)。足板12的厚度在约0.05-0.4英寸(约0.1-1cm)之间,该厚度最好是渐缩的,如表3所示。
假体10的踝板14基本上是平的,其长度最好短于足板12的长度,其厚度也由使用人的重量组确定。踝板的厚度最好约为0.05-0.4英寸(约0.1-1cm)。在本例子中的相应踝板14在后部62的厚度最好约为0.2英寸(约0.5cm),然后逐渐缩小到前部60的约0.1英寸(约0.25cm)的厚度。踝板14的长度为3-7英寸(约8-18cm),其宽度约1-3英寸(约2.5-8cm)比较好,其长度、宽度尺寸最好为5×2英寸(约13×5cm)。踝板14是倾斜的,使得其前端60比其后端68更靠近足板12。相对于图4所示的平面P3,该后端升起约5-30°角度γ比较好,最好形成约10°角。
踝垫16的尺寸一般定为它的上表面是平面,并等于踝板14的长度和宽度。该踝垫16的下表面基本上是与足板12的曲面相配合的曲面。在本例中,踝垫16在前端66的优选厚度为约1-3英寸(约2.5-8cm),最好约为1.3英寸(约3.4cm),该厚度在靠近拱形部分58处逐渐缩小到0.5-5英寸(约1-2.54cm)的最小值,最好缩小到约0.8英寸(约2cm)。踝垫16的后部64约为1-4英寸(约2.5-10cm)的厚度比较好,最好约为2.6英寸(约6.6cm)厚度,该厚度约为踝垫16前部分66厚度的2倍。这样便使得踝垫基本上为楔形。踝垫16后部较大的厚度可以增加踝垫后部64的附加支承作用,因为在足跟接地期间,有偏离轴线70的离轴力引起的较大压力作用在假体足的后部(见图5A)。
如果需要,踝垫16可以形成各种高度或者厚度,但是采用约1-4英寸(约2.54-10cm)的厚度是最有效的。踝垫16的前表面和后表面最好倾斜由平面P3和踝板14形成的角度γ。换言之,踝垫的前表面和后表面最好向前倾斜,与垂直线形成倾斜角度γ。因此踝垫形成一个相当硬的同时也容易弯曲的踝区域,这种踝垫可以根据不同使用人定做,重量较重的使用人需要用较致密的弹性材料做踝垫,而重量较轻的使用人则需要不太致密的材料做踝垫,或者作成较小的厚度。
如图2和3所示,弹簧部件18配置在踝垫中,使得位于紧固件26位置的弹簧部件18的中心近似位于足板12拱形部分58的上面。弹簧部件18的两个部件22和24最好具有约0.05-0.2英寸(约0.1-0.5cm)恒定厚度。在前端82,两个部件的距离在没有负载作用于假体足10时约为0.5-2英寸(约1-5cm)比较好,最好约为0.7英寸(约1.8cm)。在后端80,在没有负载作用于假体足10时,部件22和24之间的距离约为1-3英寸(约2.5-7.5cm)比较好,最好约1.4英寸(约3.5cm)。如下面要详细说明的,当假体足位于后跟接地位置时,该弹簧部件的后端80被压缩。当假体足位于足尖离地位置时,弹簧部件的前端82被压缩。
可以根据使用人的足的尺寸以及使用人的接近重量组定出使用人的足板12、踝板14、踝垫16和弹簧部件18的长度、宽度和厚度。同样可以按照使用人的足的尺寸和重量改变这些部件所用的材料和尺寸。
在踝垫16的前、后部分形成的圆筒形开孔50和51,其直径约为0.1-0.4英寸(约0.25-1cm)比较好,最好约为0.2英寸(约0.5cm)。虽然图2所示的开孔50和51具有相同的直径,但是这些孔的直径可以是不同的,从而可以接纳不同尺寸的增强件。例如,开孔51的直径可以大于开孔50的直径,从而配合在后部分64的体积较大的踝垫16。
运行特性
为了更详细说明本假体足10的改进运行特性,图5A-5D示出假体足走步时位于若干状态的“定格”。具体是,图5A示出足跟接地状态,图5B示出大体平的或者中间状态,图5C示出足跟离地的状态,而图5D示出足尖离地状态。在示出的走步的各种状态,假体足10可以平稳和像活足一样响应使用人。在走步期间,踝垫16传送由足板12和踝板14作用的力,并经受从后到前的逐渐翻转,或者压缩区的逐渐移动。
特别参照图5A,走步的第一状态一般是足跟着地,在此时使用人将他的所有重量转移到前足的足跟。在这种情况下,足板12的后部分54通过外饰件30与地面68接触。足板12的弯曲性使得在后部分54稍微弯曲,但是,由使用人的重量产生的通过假体足10作用在足板12上的大部分压应力由带有弹簧部件18的踝垫16后部区域6 4吸收。弹簧部件18在后部被压缩,使得在后端部80部件22和24之间的距离缩短。而在踝垫16的前部区域66,弹簧部件18则稍微张开,因而在前端82部件22和24之间的距离增加。因为踝垫的整个下缘与足板12连接在一起,踝垫16的前部分66将受到拉伸或者受到张力的作用,而后部分64则受到压缩。在端部80的弹簧部件18和在端部64的踝垫16受到压缩,使得假体10可以吸收和贮存足跟着地期间由压应力产生的能量。另外,在踝板14的后部区域68将发生少量的弯曲。在部件22和24之间的后部增强件53受到压缩,因而可以对假体足提供需要的支承,并可以防止部件22和24与楔形件28分开。因为踝垫16的前部分66受到张力作用,前部增强件52在大体垂直方向受到稍微拉伸。
接着,在图5B中,使用人达到大体平的足接地状态或者处于中间状态的位置,因而足板12还是通过外饰件30基本上在其整个长度接触地面68。在此状态时,使用人的重力基本上是向下的,因为受到偏心力的作用,所以沿踝垫16长度的压力在后部分64只比前部分66稍微大一点。在弹簧部件18的前、后两端,部件22和24均受到彼此朝向的压力,其后端80比前端82受到稍微大一点的压缩,稍偏离其初始位置。同样,由于向下的作用力的作用,增强件52和53受到压力。虽然此图固定了如此的压应力分布,但是在实际上,使用人的重量是连续从固定部件34中心线70的后面移到其前面的。因此,当使用人连续行走时,踝垫16和嵌入其中的部件的压缩将从后部分64移到前部分66。这种压缩区的移动被称作“翻转”。
在下一个走步的定格中,图5C示出假体足10的“足跟离地”的状态。这是使用人通过足的足掌区域72和足趾区域74前移的瞬间。因此在踝垫16的前部区域66将产生很大的压力,使得后部区域64受到很大分开力或者张力的作用。同样,在后端80弹簧部件18在两个部件22和24之间张开,而前端82则被压缩。因而足板12的前端56显著弯曲,从而吸收一定的压应力。同样,踝板14的前端60在此时也可能稍微弯曲。重要的是应当注意到,虽然踝垫16吸收了由使用人产生的大部分压力,但是足板12和踝板14可以设计为与弹性踝垫和弹簧部件配合工作,形成增强的动态运行性能。另外,足板12和踝板14的弯曲释放了一些作用在踝垫16和这些板之间界面上的极大剪应力,因而增加了在其间形成的结合件的寿命。位于踝垫16前端66的增强件52受到压缩,从而可以限制前端82的压缩,使使用人可以平衡,并可以防止部件22和24与楔形件28分离。因为在后部分66踝垫16张开,所以增强件53扩张。
在图5D中示出走步的最后状态,在此状态,假体足10保持与地面68接触,但是使用人的一些重量正传送到现在已经移到前面的相反足上。在此“足尖离地”状态,足板12的前端56发生较小的弯曲,而踝垫16的前部分66和弹簧部件18的前端82则受到较小的压缩。同样,踝板14的前端60取决于所用的材料和厚度也可发生稍许弯曲。在最远的前部区域66仍为踝垫16的最大压缩区域,但是它比图5C所示的足跟离地状态的压缩程度减小。因此踝垫16的后部分64受到少量张力或者张开力的作用。
现在可以理解,通过足板、踝板、踝垫和弹簧插入件之间的配合作用,大大增强了本发明假体足的“感觉性”。当使用人连续走步时,假体足的动态响应是平稳的,因为带有弹簧插入件的踝垫在不同的区域被压缩。另外,踝板和足板的弯曲有助于平稳传送不平路面上的各种颠簸和振动。
其它实施例
将可理解,还可以有效构成和利用很多具有本发明特征和优点的其它假体足的实施例。一种这样的实施例示于图6。图6的参考编号一般对应于图1-5D中用于相同部件的参考编号。因此,在图6中的假体足10一般包括下部足板12、上部较小的踝板14、用弹性材料做的将足板12连接于踝板14的踝垫或者踝衬16以及嵌入踝垫内的弹簧部件18。足板12的长度和宽度约等于特定使用人的被截肢足的长度和宽度,该足板12的尺寸定为可以嵌入到如图虚线所示的外部易弯曲外饰件30中。如图6所示,该踝板14大体为拱形曲面,从整体形成的固定部件34延伸到踝板14的前部。
具体是,图6所示的弹簧部件18是插入到弹性踝垫16中的弹性支承件。图6的弹簧部件18最好是板状部件,具有向下凹的曲线形状,具有大体长方形垂直投影。弹簧部件18最好用例如上述的碳纤维复合材料制作,当然也可以用其它类似材料制作。
图7示出本发明的又一实施例。相同的编号一般仍然用来表示相同的部件。因此,在图7中所示的假体足10一般包括下部足板12、上部较小的踝板14和踝衬或者踝垫16,该踝垫用弹性材料制作,例如用实心的或者泡沫的橡胶或聚氨酯制作,该踝垫使足板12连接于踝板14。该足板12的长度和宽度约等于特定使用人的被截肢足的长度和宽度,其尺寸被定为可以嵌入到虚线所示的外部易弯曲外饰件30中。如图7所示,踝板14过渡到大体拱形或者弯曲的踝部分36,该踝部分最好整体形成在固定部件34和踝板14之间。
图8示出本发明的又一实施例。相同编号一般仍然用来表示相同部件。因此,图8所示假体10一般包括下部足板12、上部较小的踝板14和一个或多个踝垫16a和16b,这些踝垫用弹性材料制作,例如用实心或者泡沫的橡胶或者聚氨酯制作,这些踝垫使足板12连接于踝板14。如果需要,可以使后部踝垫16a的密度或者顺应性特性不同于前部踝垫16b的密度或者顺应性特性,使得它比例如前部踝垫16b更软和更具顺应性。例如,这种结构可以在足跟着地期间提供更顺应的足跟响应。
踝垫16a和16b可以按照需要或者方便性形成一体或者分开形成。它们最好彼此邻接从而基本上占据足板12和踝板14之间的整个空间。足板12的长度和宽度约等于特定应用人的被截肢足的长度和宽度,其尺寸被定为可以被嵌入虚线所示的外部可弯曲外饰件30中。如图8所示,踝板14过渡到大体拱形或者弯曲的踝部分36,该踝部分最好整体形成在固定部件34和踝板14之间。
图9和10示出本发明两个其它的可能实施例。相同的编号一般仍然用于表示相同的部件。图9所示的假体足10一般包括下部足板12、上部较小的踝板14以及可充气的气包19,在这种情况下,该气包配置在足板12和踝板14之间。气包19的再一优点是,通过调节气包19中的压力病人或者装假肢的医生可以改变假体的运行性能。例如可以用阀门装置21进行这一调整,该阀门与气包19连通。在优选实施例中,该阀门适合于接纳空气泵(未示出)或者二氧化碳钢瓶(参照下面图16B说明)中的顶针。该阀门21可操作地经管道或其它适当的连通通道连接于气包19。
该气包可以用粘接剂或者其它适当的固定装置固定于上部踝板14和下部足板12,使其基本上构成在这些板之间进行连接和支承的足底装置。如果需要,可以任选地应用一个或多个系紧带部件23来提供主要的或者辅助连接支承。该带部件23可以用许多有适当的韧性可弯曲的材料制作,例如用浸透环氧树酯的帆布等制造。例如带部件23可以用粘接剂或者螺母和螺栓可操作地固定于假体足10的前部分,如图9所示,或者可以用Velcroi-type式的紧固件或者类似方便装置绕在结构件12和14上,进行可松开地固定。
带部件23提供了许多优点。例如,如果与充气包部件并排配置,则带部件可以适当的压紧气包,使得气包变成扁平的,因而增加结构件12和14分别与气包之间的接触面积。另外,系紧装置例如带部件23可以限制有关结构件12、14彼此相对移动的距离。该带部件23还可以用来防止结构件12、14和/或者充气包19受到不需要的过大负载和应力。
充气包19最好用强度大的易弯曲的不透气的重量轻的材料制作,例如用氨基甲酸乙酯等制作。作为举例,可以将适当尺寸和形状的氨基甲酸乙酯片彼此热密封起来形成充气包。氨基甲酸乙酯片材料的适用厚度为0.01-0.02英寸(约0.25-0.50mm),但是也可以用不同厚度的各种材料达到满意的结果。可以应用高到80英磅/平方英寸(5.5巴)的气包压力,得到满意结果。
气包19最好套在Kevlar的包套件中,或者类似强度大的材料中,以防止气包19在高压作用下爆炸和帮助气包形成最后充气形状。在优选实施例中,包套件包括顶部分和底部分,这两部分可以沿气包19的外周缘缝合在一起。技术人员应当明白,还可以应用各种各样的包套件、制造方法和由其得到组件来得到满意的结果,而不违背本发明的精神。
气包19可以充入空气、二氧化碳,或者类似的气体物质,或者可以充入液体或者凝胶,例如水、硅油等。最好选择和调节任何这样的组件,以提供要求的形变,以及由此产生的“缓冲”效应或者能量贮存、吸收和释放效应。
气包19可以包括单个气室的气包,如图9所示,或者可以选择性包括多个在相邻气室之间可以通气或者不通气的多个气室的气包。例如,气包可以分成前、后室或者部分19a、19b,使得可以调节后部分19a,使其顺应性不同于前部分19b的顺应性,以便使后部分例如比前部分更软和更具顺应性。例如,为了在足跟着地期间得到更顺应的足跟响应,这是需要的。如果需要或者为了方便,气包19可以做成锥形形状,以便可操作地正确将气包匹配在踝板14和足板12之间。
另外如果需要,可选择性将与图2-5所述弹簧部件完全相同的或者类似的弹簧部件整个配置在气包19中(图9),以便在足板和踝板之间提供主要或者辅助支承。例如弹簧部件可以包括两个相当平的碳纤维复合材料部件,该部件的中间是固定的,而在其端部是分开。弹簧部件的优选形状为蝴蝶结形状或者双叉骨形状。在行走期间,弹性的弹簧部件和可充气气包相结合可以按照要求提供从足跟着地到足尖离地的可调节的平稳翻转特性。
足板12的长度和宽度最好约等于特定使用人截肢足的长度和宽度,其尺寸定为可以嵌入到虚线所示的外部可弯曲外饰件30中。如图9和10所示,踝板14过渡到大体拱形或者弯曲的踝部分36,该部分最好整体形成在固定部件34和踝板14之间。
图11A示出类似于图1-4实施例的另一假体足10,但此假体足具有如下所述若干改变。因此,图11A所示的假体足10一般包括下部足板12、上部较小的踝板14、用弹性材料做的将足板12连接于踝板14的踝衬或者踝垫16以及圆筒形长孔或者空腔50和51,该空腔中可以选择性插入增强件52和53(见图11B-11D)。该足板12的长度和宽度约等于特定使用人被截肢足的长度和宽度,其尺寸定为可嵌入到虚线所示的外部易弯曲外饰件30中。如图11A所示,踝板14大体为弓形弯曲形状,从整体形成的固定部件34伸到踝板14的前部。
图11A的踝垫16最好具有前表面,该前表面是倾斜的,从踝板14的前缘斜着向前伸向下面的足板12。同样,踝垫16的后表面也是向前倾斜的,从踝板14后部,向前方伸向足板12。例如上述的带部件23可以绕在踝板14、踝垫16和足板12上,最好绕在假体足的后部分上面。
图11B-11D示出嵌入到空腔50或者51的三个增强件例子。图11B示出形状大体为圆柱形的基本上是完全由泡沫塑料构成的增强件52(或者53)。图11C示出类似的圆柱形增强件52,该增强件具有穿过它的开孔96,该开孔的两端是开的,使得增强件是空心的,大体为管形结构。可以改变该开孔96的尺寸,以获得要求的增强件52的顺应性。图11D示出其中具有圆筒形空腔96的增强件52,该空腔的两端是封闭的,可以将管子98连接到该空腔96中,使空气或者其它气体或者液体流入或流出该开孔,从而在开孔中形成要求的压力,达到控制增强件的顺应程度的目的。因此开孔96起充气包的作用。可以在管子98上连接一个和多个阀门(未示出),以控制空气流入和流出气包96。
图12示出类似于图11A所示实施例的另一实施例假体足10,只是在图12中配置了两个踝板14和15,这两个踝板彼此层合,可以相对滑动。该顶板14最好用高强复合材料形成,与例如上述的弯曲踝部分36和上部固定区域34形成一体。底板15最好也与弯曲的踝部分37和上部固定部分35形成一体。该上部固定部分34和35最好通过连接装置42用螺栓或者螺钉(未示出)固定于支架部件32,该螺栓穿过上部固定部分34、35和连接装置42拧入支架部件32。
下板15优选地伸过踝板14的前部,该板15最好伸到踝垫16的前部。带部件23a在踝垫的后部固定板14、15、踝垫16和足板12。带部件23b在板14的前部固定板14和15。由于分别配置上部和下部板14和15,所以这些板能够弯曲和彼此相对滑动。这样便可以有利地减小假体的抗弯曲性,同时保持适当的垂直支承强度。
图13和14示出假体足10的又一实施例,此实施例类似于上面图10所示的实施例。该假体足10一般包括下部足板12、上部较小的踝板14以及许多配置在足板12和踝板14之间的可充气气包,具体是,后部气包或者足跟气包靠近踝板14的后部,而彼此流体相通的一对足尖气包19b配置在踝板14的前部(见图14)。带部件23配置在踝板14的后部,包围气包19a和足板12,可以在各个气包分别与踝板14和/或者足板12之间选择性配置板29a、29b、29c、29d。
可以用阀门21a控制足跟气包19a中的压力,而用阀门21b控制足尖气包19b中的压力。应当认识到,虽然图13中示出一个控制两个足尖气包19b中压力的阀门21b,但是可以考虑用分开的阀门控制各个足尖气包19b。该阀门21a和21b通过管道和其它的适当连通装置连接于气包。在图13所示的实施例中,管子17a和17b分别将足跟气包19a和足尖气包19b连接于适当的阀门。经过阀门21a和21b后,该管子17a和17b最好和单管17c连接起来,该单管伸到气体或者空气输入/输出源21d。阀门21c控制流过管子17的压力。
应当认识到,可以将图13和14说明的阀门控制系统应用于其它类型的充气包。例如可以用图13和14所用的阀门来充气增强件52,例如图11B所示的增强件。另外,可以用分开的管子来调节图11A所述踝垫中的多个增强件。
图15A-16A示出假体足10的又一实施例,该实施例包括用于有源或无源控制充气包内压力的空气泵系统。该系统的部件示于图15A。唧筒式空气泵90具有进气口92,该进气口上装有止回阀。该唧筒式泵90通过管子88连接于贮气装置86。该贮气装置86由管子85连接于包含阀门支管的电控系统84上。连接于该控制系统84上的还有出气管87以及分别与充气包19a和19b流体相通的管子83a和83b。
这些部件一起配置在假体足10上,如图16A所示。可以看到,图16A中部件的排列纯粹是例示性的,因此也可以进行其它的排列。如上述其它实施例中所述充气包19a和19d配置在踝板14和足板12之间。连接于假体足10上部固定部分34的是一对示意示出的套筒式支架95和97。本发明实施例连用的套筒支架和其它类型支架的进一步细节将在下面说明,并且这些细节已在1999年4月19日提出的题为“SHOCKMODULE PROSTHESIS”的本申请人的待审查申请NO.09/289533以及美国专利No.5458656中说明,上述各个专利的整个内容已作为参考文献已包含在本文中。下部支架95可伸缩地接触上部支架97,使得支架95和97最好可以彼此可相对滑动和相对转动的方式接触。最好将弹性部件例如压缩螺簧的近端固定在上部支架97上,而将远端固定在下部支架95上。因此当力作用在假体足上时该支架95和97将彼此相对朝向移动,形成压缩状态。当松开作用力时,该支架便分开,形成静止状态。
唧筒90最好包括活塞91和气缸93。该活塞91采用例如支架99或者其它装置固定于上部支架97。气缸93最好同样固定于下部支架95。控制系统84和贮存器86最好也固定于下部支架95。因此当假体足10受到力作用时,该支架的相对运动将使活塞91移入和移出气缸93,因而产生通过管子88的空气压力。空气最好通过过滤装置泵入,该过滤装置包括空气入口92(在图16A中未示出)。流体贮存在贮存器86中,并流到电控系统84的阀门管路。该管路最好用电子方法控制,控制多少空气流入各个充气包19a和19b,以及多少空气通过管子87流出。因此图15A-16所示的泵系统采用了由被截肢人自身的运动形成的压力,并确定向各个充气包输送的适当压力。
例如,图15B示意示出控制系统84阀门管路的一个实施例。当充气包19a和19b需要更多空气,以提供额外的支承时,该控制系统84打开阀103、105和107,使空气从贮存器86经管子83a和83b流到气包19a和19b。当需要使充气包19a和19b放气时,打开阀门101,并关闭阀门103,使得空气从充气包19a和19b经管子83a和83b流出管子87。另外,当需要使充气包中一个包比另一个包有更大和更小的压力时,可以使阀门101或者阀门103打开,选择性调节阀门105和107,单独地使气包19a或者19b充气或者放气。这些阀门可以用电子线路或者计算机进行检测和控制。可以看到,可以用各种阀门结构来选择性调节气包19a和19b的适用压力。
还应当看到,虽然图16A示出的唧筒是从外面固定于支架的,但是该唧筒也可以在内部固定于这些支架。另外泵系统的其它部件例如贮存器和阀门管路也可以装在支架内。下面将根据图23说明一种这样的实施例。
图16B示出另一假体足,该假体足包括可充气气包19和用于调节气包压力的二氧化碳气瓶。图16B的实施例类似于图9的假体足,包括夹在上部踝板14和下部足板12之间的充气气包19。支架32通过垂直取向的上部固定部件34和弯曲的踝部分36固定于踝板14,所有这些部件最好形成一体。二氧化碳气瓶132最好固定在支架32的外表面上,并经具有阀门21的流体管道134连接于气包19。在一个实施例中,阀门21可以用压力传感器进行电控,控制送到气包的二氧化碳量。
图17示出假体足10的另一实施例。该实施例类似于上面图12所示的实施例,此实施例一般包括两个踝板14和15、踝垫16和足板12。然而在图17的假体足10中,板14和15均延伸到踝垫16的前部。另外,踝板16最好是具有内腔的氨基甲酸乙酯件,该件具有许多穿过它的开孔。具体是,除圆筒形长孔50和51外,图17所示的踝垫16还具有开孔55,该开孔从一侧观看时大体为椭圆,并沿踝垫的横方向延伸。与上述实施例类似,该开孔55可以充满其它材料,以便调节踝垫的硬度。如果需要,可以封闭该开孔,形成充满压缩流体例如压缩空气的密封内腔。
图18示出类似于图17实施例的实施例,只是踝垫16除圆筒形长孔50和51外,还具有另外三个开孔55a、55b和55c。具体是,槽口55a和55c是圆筒形的,类似长孔50和51,而长孔55b从一边观看时基本上是双外凹形。所有5个开孔可以保持为空的,或者可以用如上所述的增强件和/或者流体充满。应当认识到,可以根据所需假体足的目标改变这些开孔的数目和形状。这些开孔中可以完全不充满增强件或者部分充满增强件,或者都充满增强件,以便获得假体足10的要求运行性能。
图19示出假体足10的另一实施例。和上述实施例一样,此假体足包括两个踝板14和15、踝垫16和足板12。该踝垫16还包括类似于上述圆筒形长孔的长孔50和51。在该长孔50和51中可分别嵌入可以绕转轴113和115转动的凸轮112和114。这些可转动的凸轮在嵌入时可以使长孔的形状发生椭圆形形变,以顺应凸轮的形状。这样又可以根据各个凸轮的取向调节踝垫的顺应性。因此如图9所示,可以使一个凸轮这样取向,使得它的横截面基本上横向于前行方向,而使另一个凸轮取向为它的横截面基本上平行于前行运动方向。这些凸轮也可以在踝垫16中同时转动到不同的方向。
这些凸轮最好用比踝垫16硬度更硬的材料制作,最好用金属或者其它材料制作。因此将凸轮嵌入到踝垫16中可以增加那部分踝垫的硬度。另外如图19所示,当一个凸轮112基本上垂直于前行运动方向,而另一个凸轮114的取向基本上平行于前行运动方向时,凸轮112最好使插入的那部分踝垫的硬度大于嵌入另一凸轮114的那部分硬度。另外,因为凸轮是可转动的,所以可以调节踝垫各个部分的硬度。应当看到,虽然图19中仅示出两个凸轮,但是在踝垫中还可以装入或较少或者较多数目的转动凸轮。
图19还示出固定于踝板15上部固定部分35后表面上的带部件110。该带部件110最好向下延伸,固定于足板12。最好配置带部件110,以便调节踝板和足板之间的相对弯曲性和控制相应板之间的最大距离。还应当看到,图19中示出的带部件可以装入到在踝板和足之间配置踝支承件的上述任一个实施例中。
图20示出假体足10的另一实施例。在此实施例中,踝垫16包括前室119和后室121,各个室分别包括增强件118和120,这些增强件垂直于前行运动方向,该室119和121的尺寸定为可以使增强件118和120在各自的室内相对于前行运动方向向前移动和向后移动。因此如图20所示,当从一侧观看增强件大体为圆形时,各个室为椭圆形状。由于能使增强件118和120在踝垫16中运动,所以使用人可以通过改变增强件的位置选择性调节假体足的硬度。
在图20所示的实施例中,增强件118和120是圆柱杆,它们分别连接于杆122和124。这些杆在中部室117中与驱动器116相结合,如图20示意示出的。在一个实施例中,该驱动器116是一个马达,该马达最好能调节增强件118和120在室119和121中的位置,以便在踝垫16的特定位置达到要求的硬度。该马达116可以是例如手动马达或者伺服马达。在一个实施例中该杆122和124形成一体,使得在前增强件118和后增强件120之间保持恒定的距离。因此马达116可以调节杆的位置,使得在各自的室内,这些增强件处于相同的相对位置。
应当看到,还可以采用其它实施例。例如,不一定使增强件离开恒定的距离,该增强件可以被调节,使得增长和缩短其间的距离。采用例如旋钮式的驱动器116可以达到上述的调节,可以沿一个方向转动该旋钮,使增强件之间的距离缩短,而沿另一个方向转动则可以加长增强件之间的距离。在这种实施例中,杆122和124与驱动器116形成相反螺纹啮合。另外,还应当看到,当驱动器116为旋钮时,可以用形成一体的杆122和124使增强件分开恒定的距离,可以转动该旋钮,调节增强件在各自室内的位置,同时保持其间的恒定距离。
图21示出假体足10的另一实施例。如上述实施例类似,该假体足10包括配置在踝板14、15和足板12之间的踝垫16。该踝垫16最好包括一个圆筒形长孔50,位于踝垫的前部,该长孔中可插入增强件52。然而可以看到,在踝垫16中还可形成如上述的另外长孔。
如图21所示,踝垫16最好在后部包括楔形切口125,该切口邻接足板12并延伸至该足板12。该切口125最好配置在支架32的正下面,基本上对应于人足跟的位置。具体是,楔形件126嵌入到踝垫16的切口125中,在假体足10的足跟部分提供另外的支承。在一个实施例中,如图21所示,该楔形件126具有后表面,该后表面与踝垫的后表面基本上齐平,该楔形件126具有与楔形切口125相匹配的凸形形状。该楔形件最好用氨基甲酸乙酯橡胶制作,当然也可以用其它材料。因为楔形件126可以从踝垫16中取下来,所以可将各种硬度的楔形件插入到楔形切口中,以便在足跟部形成要求的硬度。例如可以将硬度大于或者小于踝垫硬度的楔形件嵌入到楔形切口中。还应当看到,采用不同尺寸和形状的楔形件也可以提供需要的顺应性。因此假体应用时可以不带楔形件126或者带有不同尺寸和硬度的楔形件,由此可以调节假体的运行性能。
图21还示出连接于支架32的具有调节机构的带部件110。该带部件的支架128装在上部固定部分35的后表面上,该支架具有垂直通孔129。该带部件110最好能够在通孔129中移动,以便拉紧和松开与足板12的连接,如图中箭头所示。可以利用适当的装置例如压配合、螺钉、销钉、支架等将带部件固定和锁定在通孔129内适当位置。图22还示出插入件例如C形插入件130,该插入件可放置在带部件110的相邻连接部分之间,从而可以进一步调节带部件中的张力。
在另一实施例中,可以通过如图23所示的由伸缩式支架的作用形成的唧筒式空气泵系统,该系统类似于图15A-16所示的系统。在这种实施例中。内支架214起唧筒活塞的作用,而外支架212起唧筒气缸的作用。当装有弹簧220或者其它压缩部件的内支架214受到压力和减除压力而移向和移离外部支架212时,在两个支架之间的室内将产生流体压力。当内部支架214是两个支架的上部分时,该内部支架最好在顶部封闭该室,而外部支架最好在底部封闭该室。最好利用阀门224和248来封闭该室,从而调节该室中流体的流入和流出。配置在外部支架室底部的阀门248最好通到流体贮存器250,该贮存器配置在外部支架内,或者与其分开配置。如上述贮存器一样,该贮存器250可以通过管道236连接于支承假体足的充气包206。
具体是,图23示出假体足200,该假体足具有类似与图9所示的充气包。和上述假体足类似,假体足200一般包括下部足板202、上部较小的踝板204以及配置在足板202和踝板214之间的充气包206。该充气包最好通过带部件208或上述其它的装置固定于这些板。
可以通过将充气包连接于活动振动组件210来控制气包206的压力。振动组件210包括外支架212和内支架214,这些支架成形为可以相对平滑运动。支架212和214最好可以彼此相对滑动和转动地接触,同时通过外支架212的内直径和内支架214的外直径之间的相对紧配合保持这些支架彼此的工作水平准直。内支架214的近端具有加大的外直径,该直径约等于外支架212的外直径。内支架214的这种加大直径部分因此可以伸过外支架212的近端,但不能伸入外支架212内。
支架214的近端部还具有棱锥形阴适配件216,以便连接于残肢的插口(未示出)中。外部支架212最好具有圆柱外表面,以便采用常规的假体连接件固定各种假体足。例如,支架212的下端部可以用棱锥形连接件218和棱锥形阴适配件220固定于假体足200。该阴连接件218可以滑过外支架212的最下部并卡合就位。
振动组件210最好包括弹簧-流体混合的弹性部件,该弹性部件包括内部压缩螺簧220以及压缩流体例如空气。该螺簧220的近端最好固定于内支架214,而其远端最好通过弹簧支承件222固定于外支架212。阀门224可选择地配置在支架214中,以便改变振动组件210内部的流体压力。防转动的环带226可使假体抗张力,也可防止灰尘或者其它杂物进入到支架212和支架214之间,影响其相对运动。与本发明实施例联用的振动组件的其它细节可以在2000年4月24日提出的题为“ACTIVE SHOCK MODULE PROSTHESIS”的美国专利申请No.09/556249中找到,该专利的整个内容已作为参考文献包含在本文中。
端帽228最好配置在外部支架212中弹簧支承件222的下面。端帽228和弹簧支承件222最好螺纹啮合外支架212的内螺纹表面230。弹簧支承件222和端帽228二者最好分别具有内孔232和234,该内孔可使压缩的流体流过,流到下面说明的流体贮存器250中。盖子238最好在端帽228的下面封闭该孔232和234。该盖子最好螺纹啮合外支架212的第二内螺纹表面240,该第二内螺纹表面240的直径大于第一内螺纹表面230的直径。沿着固定端帽的表面,该盖子238具有O形环切口242,该盖子紧压在表面230和240之间的水平表面244上。由于在此O形环槽中配置O形环246,所以当盖子拧入到内螺纹表面240上,紧压着水平表面244时,该O形环246便被压缩,从而密封支架212的内部。
盖子238最好包括阀门248,以便控制流体从内支架流向位于外支架内的贮存器250。该贮存器的侧面由内螺纹表面240形成,一个端部由盖子238形成,而另一个端部由贮存器盖252形成,该盖也螺纹啮合在表面240上。在螺纹表面240的下面,外支架212底部的内表面254上最好不是螺纹的,并且贮存器盖252的底部具有较大的直径部分,该直径部分紧压在表面240和254之间的水平表面256上。在贮存器盖上形成O形环槽口258,并在该槽口中插入O形环260,该O形环260将紧压在水平表面256上,从而形成不渗漏流体的密封。
该防转动的环带226最好形成为可以在相对直的垂直状态和弯曲状态之间振动,在外部支架和内部支架相互移开时,该环带变成直的垂直状态,而在内部支架和外部支架相对压缩时,该环带变成弯曲状态。图23示出在完全压缩状态的振动组件210,因而环带226是弯曲的,并且内部支架214已尽可能伸入到外部支架212中。具体是,在完全压缩时该内部支架214加大外直径的部分最好紧靠着外部支架212的近端。
和上述图15A-图16A所示的唧筒系统类似,活动振动组件210的伸缩式支架可通过被截肢人的运动在气包206中产生压力,使得支架可以相互移近和移离。具体是,支架的相对运动加上支架内的压缩流体和/或者弹簧或者其它压缩介质的作用,可使内部支架中的流体压力增大。还可以通过阀门224调节内支架中的压力。位于内支架底部的阀门248调节流体压力,可以被打开,使流体流入贮存器250。流体管236最好使贮存器连接于气包206,阀门264控制流入气包中的流体量,以便控制气包内的压力。还应当看到,改变套筒式支架的相对尺寸可以增加压力或者放大压力。
应当认识到,虽然已参考可充气气包206说明活动振动组件,但是这种组件还可以用于其它的可膨胀部件,例如图11D所示的增强件。另外还可以用活动振动组件来充气多个部件,例如图10、13和14所示的部件。
虽然已在某些优选实施例和举例的说明中公开本发明,但是技术人员应当明白,本发明可以超出上述特别公开的实施例,扩展到其它实施例和/或扩展本发明应用,扩大到其明显的改型例和等效例。因此本发明中公开的本发明范围不应当限于上述具体公开的实施例,本发明的范围应当只由下面权利要求书的完整解释确定。
Claims (44)
1.一种假体足,包括:
足板部件,其长度约等于人足的长度,该足板部件包括能够沿其长度弯曲的材料;
至少一个踝板部件,其长度显著短于足板部件的长度;
踝垫,包括相当软的可压缩材料,夹在踝板部件和足板部件之间;
穿过踝垫的至少一个开孔,该开孔的取向大体垂直于前行运动方向;
带部件,该带部件使踝板部件连接于足板部件;
由此,该足板部件和踝垫以配合的方式弯曲,从而可以达到平稳连续的翻转变化,从而从足跟接地位置翻转到足尖离地位置。
2.如权利要求1所述的假体足,其特征在于,该带部件可以调节踝板部件和足板部件之间的相对弯曲特性。
3.如权利要求1所述的假体足,其特征在于,相对于前行运动方向该带部件配置在踝垫的后面。
4.如权利要求1所述的假体足,其特征在于,在踝板部件和足板部件之间的带部件长度可以调节。
5.如权利要求1所述的假体足,其特征在于,还包括放置在带部件中的插入件。
6.如权利要求5所述的假体足,其特征在于,该插入件在侧视图方向为C形。
7.如权利要求1所述的假体足,其特征在于,该带部件包围踝板部件和踝垫,相对于前行运动方向绕在踝垫的后部。
8.如权利要求1所述的假体足,其特征在于,第一和第二开孔伸过踝垫,该第一开孔位于踝垫的前部分,该第二开孔位于踝垫的后部分,该第一和第二开孔的方向大体垂直于前行运动方向。
9.如权利要求8所述的假体足,其特征在于,还包括在第一和第二开孔之间的第三开孔。
10.如权利要求9所述的假体足,其特征在于,该第三开孔在侧视方向看去基本上是椭圆形。
11.如权利要求8所述的假体足,其特征在于,还包括在第一和第二开孔之间的另外三个开孔。
12.如权利要求11所述的假体足,其特征在于,上述三个另外开孔中的中间开孔在侧面观看时具有大体双外凹形状,上述三个其它开孔中的另外两个开孔基本上为圆筒形。
13.如权利要求8所述的假体足,其特征在于,第一和第二增强件分别配置在第一和第二开孔中,而且第一和第二增强件可以在各自的开孔中活动。
14.如权利要求13所述的假体足,其特征在于,各个增强件由杆连接于位于第一和第二开孔之间的驱动器。
15.如权利要求14所述的假体足,其特征在于,该杆形成一体,由此增强件分开恒定的距离。
16.如权利要求14所述的假体足,其特征在于,该驱动器是马达,该马达可以调节各个增强件在开孔中的位置。
17.如权利要求14所述的假体足,其特征在于,该驱动器是旋钮。
18.如权利要求17所述的假体足,其特征在于,当旋钮沿一个方向转动时,该增强件相互移近,而当该旋钮沿另一方向转动时,该增强件相互移开。
19.如权利要求1所述的假体足,其特征在于,还包括配置在开口内增强件。
20.如权利要求19所述的假体足,其特征在于,该增强件是空心的。
21.如权利要求19所述的假体足,其特征在于,该增强件是可充气的。
22.如权利要求19所述的假体足,其特征在于,该增强件是由泡沫材料构成。
23.如权利要求19所述的假体足,其特征在于,该增强件是可转动的凸轮。
24.如权利要求1所述的假体足,其特征在于,该踝垫还包括楔形切口。
25.如权利要求24所述的假体足,其特征在于,该踝垫还包括插入到该楔形切口中的楔形件。
26.如权利要求25所述的假体足,其特征在于,该楔形件为凸形形状。
27.如权利要求25所述的假体足,其特征在于,该楔形件的硬度大于踝垫的硬度。
28.如权利要求25所述的假体足,其特征在于,该楔形件的硬度小于踝垫的硬度。
29.如权利要求1所述的假体足,其特征在于,该至少一个踝板部件包括上部踝板和下部踝板,一个踝板位于另一个踝板的顶上。
30.如权利要求29所述的假体足,其特征在于,还包括带部件该带部件包围上部踝板和下部踝板,相对于前行运动方向位于踝垫前部分的上面。
31.一种假体足,包括:
足板部件,其长度约等于人足的长度,该足板部件包括能够沿其长度弯曲的弹性材料;
至少一个踝板部件,其长度显著短于足板部件的长度;
踝垫,包括相当软的可压缩件,该可压缩件夹在踝板部件和足板部件之间;
至少一个开孔,穿过踝垫,该开孔的取向垂直于前行运动方向;其特征在于:
该踝垫还包括楔形切口;该足板部件和踝垫以配合的方式弯曲,从而提供基本上平稳连续翻转变化,从足跟着地翻转到足尖离地。
32.如权利要求31所述的假体足,其特征在于,该踝垫还包括插入到楔形切口中的楔形件。
33.如权利要求32所述的假体足,其特征在于,该楔形件具有凸形形状。
34.如权利要求32所述的假体足,其特征在于,该楔形件的硬度大于踝垫的硬度。
35.如权利要求32所述的假体足,其特征在于,该楔形件的硬度小于踝垫的硬度。
36.如权利要求31所述的假体足,其特征在于,该至少一个踝板部件包括上踝板和下踝板,一个位于另一个的顶部。
37.如权利要求36所述的假体足,其特征在于,还包括带部件,该带部件包围上踝板和下踝板,相对于前行运动方向位于踝垫前部的上面。
38.如权利要求31所述的假体足,其特征在于,还包括带部件,该带部件使踝板部件连接于足板部件。
39.如权利要求38所述的假体足,其特征在于,该带部件可以调节踝板部件和足板部件之间的相对弯曲性。
40.如权利要求38所述的假体足,其特征在于,相对于前行运动方向该带部件配置在踝垫的后面。
41.如权利要求38所述的假体足,其特征在于,该带部件在踝板部件和足板部件之间的长度是可调的。
42.如权利要求38所述的假体足,其特征在于,还包括放置在该带部件中的插入件。
43.如权利要求42所述的假体足,其特征在于,该插入件在侧视方向看为C形。
44.如权利要求38所述的假体足,其特征在于,该带部件包围踝板部件和踝垫,相对于前行运动方向位于踝垫的后部。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US09/698,489 | 2000-10-26 | ||
US09/698,489 US6899737B1 (en) | 1998-04-10 | 2000-10-26 | Foot prosthesis having cushioned ankle |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
CN1529573A true CN1529573A (zh) | 2004-09-15 |
Family
ID=24805471
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
CNA01821360XA Pending CN1529573A (zh) | 2000-10-26 | 2001-10-25 | 具有缓冲踝部的假体足 |
Country Status (11)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US7063727B2 (zh) |
EP (1) | EP1395209B1 (zh) |
JP (1) | JP2004522471A (zh) |
KR (1) | KR20030070019A (zh) |
CN (1) | CN1529573A (zh) |
AT (1) | ATE471704T1 (zh) |
AU (2) | AU2002237740A1 (zh) |
CA (1) | CA2426729A1 (zh) |
DE (1) | DE60142451D1 (zh) |
RU (1) | RU2003112210A (zh) |
WO (2) | WO2002038087A2 (zh) |
Cited By (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN104519836A (zh) * | 2012-07-06 | 2015-04-15 | 奥瑟Hf公司 | 具有混合接合处的义足 |
CN106456340A (zh) * | 2014-05-09 | 2017-02-22 | 奥托·博克保健有限公司 | 假肢脚 |
CN106659573A (zh) * | 2014-06-30 | 2017-05-10 | 奥苏尔公司 | 假足及足部覆盖件 |
CN108498215A (zh) * | 2018-03-13 | 2018-09-07 | 温州职业技术学院 | 医学助力支撑件及其制造工艺方法 |
CN108500599A (zh) * | 2018-03-13 | 2018-09-07 | 温州职业技术学院 | 人体假肢扭力缓冲器和缓冲器生产装备 |
CN108498214A (zh) * | 2018-03-13 | 2018-09-07 | 温州职业技术学院 | 康复行为的动力学构件及其辅助生产设备 |
CN110430841A (zh) * | 2017-03-17 | 2019-11-08 | Pm工程设计公司 | 一种包括缓冲元件的足假肢 |
CN111821076A (zh) * | 2020-07-29 | 2020-10-27 | 吉林大学 | 一种基于人体横弓和液压传动的变刚度假肢脚板 |
CN112168441A (zh) * | 2020-09-25 | 2021-01-05 | 吉林大学 | 仿生柔性被动足踝关节假肢 |
CN112168439A (zh) * | 2020-08-17 | 2021-01-05 | 吉林大学 | 一种刚柔耦合仿生被动顺应性踝足假肢 |
CN112168438A (zh) * | 2020-08-17 | 2021-01-05 | 吉林大学 | 一种基于气压变化的被动助力柔性仿生拉压体踝足关节假肢 |
CN113332010A (zh) * | 2021-06-16 | 2021-09-03 | 吉林大学 | 一种分离式横弓假肢脚板 |
Families Citing this family (86)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6206934B1 (en) * | 1998-04-10 | 2001-03-27 | Flex-Foot, Inc. | Ankle block with spring inserts |
US7410503B2 (en) * | 2001-03-30 | 2008-08-12 | Bioquest Prosthetics Llc | Prosthetic foot with tunable performance |
US7611543B2 (en) * | 2001-03-30 | 2009-11-03 | Bioquest Prosthetics, Llc | Prosthetic foot with tunable performance |
US6562075B2 (en) | 2001-03-30 | 2003-05-13 | Barry W. Townsend | Prosthetic foot with tunable performance |
US7429272B2 (en) * | 2001-03-30 | 2008-09-30 | Bioquest Prosthetics Llc | Prosthetic foot with tunable performance |
US7578852B2 (en) * | 2001-03-30 | 2009-08-25 | Bioquest Prosthetics, Llc | Prosthetic foot with tunable performance and improved vertical load/shock absorption |
US7507259B2 (en) * | 2001-03-30 | 2009-03-24 | Bioquest Prosthetics, Llc | Prosthetic foot with tunable performance |
US7374578B2 (en) | 2001-03-30 | 2008-05-20 | Bioquest Prosthetics, Llc | Prosthetic foot with tunable performance |
US8236062B2 (en) | 2001-03-30 | 2012-08-07 | Bioquest Prosthetics Llc | Prosthetic foot with tunable performance |
US20070213841A1 (en) * | 2001-03-30 | 2007-09-13 | Townsend Barry W | Prosthetic foot with tunable performance |
US8070829B2 (en) * | 2003-09-30 | 2011-12-06 | Bioquest Prosthetics Llc | Prosthetic foot with tunable performance |
WO2003092543A2 (en) * | 2002-05-03 | 2003-11-13 | Christensen, Roland J.,As Operating Manager Of Rjc Development, Lc, General Partner Of The Roland J. Christensen Family Limited Partnership | Prosthetic foot with energy transfer medium including variable viscosity fluid |
US20040064195A1 (en) | 2002-07-15 | 2004-04-01 | Hugh Herr | Variable-mechanical-impedance artificial legs |
EP1531766B1 (en) | 2002-08-22 | 2012-08-01 | Victhom Human Bionics Inc. | Actuated leg prosthesis for above-knee amputees |
US7736394B2 (en) | 2002-08-22 | 2010-06-15 | Victhom Human Bionics Inc. | Actuated prosthesis for amputees |
US8007544B2 (en) | 2003-08-15 | 2011-08-30 | Ossur Hf | Low profile prosthetic foot |
US8075633B2 (en) | 2003-09-25 | 2011-12-13 | Massachusetts Institute Of Technology | Active ankle foot orthosis |
US8574314B2 (en) | 2003-09-30 | 2013-11-05 | Bioquest Prosthetics Llc | Resilient prosthetic and orthotic components which incorporate a plurality of sagittally oriented struts |
US7815689B2 (en) | 2003-11-18 | 2010-10-19 | Victhom Human Bionics Inc. | Instrumented prosthetic foot |
US20050107889A1 (en) | 2003-11-18 | 2005-05-19 | Stephane Bedard | Instrumented prosthetic foot |
JP5013881B2 (ja) | 2004-02-12 | 2012-08-29 | オサール ハゥーエッフ | 動作制御式足ユニットのためのシステム及び方法 |
US7896927B2 (en) | 2004-02-12 | 2011-03-01 | össur hf. | Systems and methods for actuating a prosthetic ankle based on a relaxed position |
CN1984623B (zh) | 2004-03-10 | 2011-04-13 | 奥瑟Hf公司 | 用于义膝的控制系统和方法 |
US20050283257A1 (en) * | 2004-03-10 | 2005-12-22 | Bisbee Charles R Iii | Control system and method for a prosthetic knee |
CA2561323C (en) * | 2004-04-01 | 2009-09-15 | Barry W. Townsend | Prosthetic foot with tunable performance |
DE102004020368B4 (de) * | 2004-04-23 | 2014-03-06 | Otto Bock Healthcare Gmbh | Künstlicher gelenkloser Fuß |
US7347877B2 (en) | 2004-05-28 | 2008-03-25 | össur hf | Foot prosthesis with resilient multi-axial ankle |
US7581454B2 (en) * | 2004-05-28 | 2009-09-01 | össur hf | Method of measuring the performance of a prosthetic foot |
EP1848380B1 (en) * | 2004-12-22 | 2015-04-15 | Össur hf | Systems and methods for processing limb motion |
CN101151071B (zh) | 2005-02-02 | 2010-12-08 | 奥瑟Hf公司 | 可用于康复的假体和矫正系统 |
US8801802B2 (en) | 2005-02-16 | 2014-08-12 | össur hf | System and method for data communication with a mechatronic device |
US8512415B2 (en) | 2005-03-31 | 2013-08-20 | Massachusetts Institute Of Technology | Powered ankle-foot prothesis |
US20070043449A1 (en) | 2005-03-31 | 2007-02-22 | Massachusetts Institute Of Technology | Artificial ankle-foot system with spring, variable-damping, and series-elastic actuator components |
US10080672B2 (en) | 2005-03-31 | 2018-09-25 | Bionx Medical Technologies, Inc. | Hybrid terrain-adaptive lower-extremity systems |
US20060249315A1 (en) | 2005-03-31 | 2006-11-09 | Massachusetts Institute Of Technology | Artificial human limbs and joints employing actuators, springs, and variable-damper elements |
US20070123997A1 (en) | 2005-03-31 | 2007-05-31 | Massachusetts Institute Of Technology | Exoskeletons for running and walking |
US8864846B2 (en) | 2005-03-31 | 2014-10-21 | Massachusetts Institute Of Technology | Model-based neuromechanical controller for a robotic leg |
US10307272B2 (en) | 2005-03-31 | 2019-06-04 | Massachusetts Institute Of Technology | Method for using a model-based controller for a robotic leg |
US11278433B2 (en) | 2005-03-31 | 2022-03-22 | Massachusetts Institute Of Technology | Powered ankle-foot prosthesis |
US8500823B2 (en) | 2005-03-31 | 2013-08-06 | Massachusetts Institute Of Technology | Powered artificial knee with agonist-antagonist actuation |
US20070162152A1 (en) | 2005-03-31 | 2007-07-12 | Massachusetts Institute Of Technology | Artificial joints using agonist-antagonist actuators |
SE528516C2 (sv) | 2005-04-19 | 2006-12-05 | Lisa Gramnaes | Kombinerat aktivt och passivt benprotessystem samt en metod för att utföra en rörelsecykel med ett sådant system |
EP1942843B1 (en) | 2005-09-01 | 2017-03-01 | Össur hf | System and method for determining terrain transitions |
US7531006B2 (en) * | 2005-09-01 | 2009-05-12 | össur hf | Sensing system and method for motion-controlled foot unit |
US8048172B2 (en) | 2005-09-01 | 2011-11-01 | össur hf | Actuator assembly for prosthetic or orthotic joint |
US7833184B2 (en) * | 2006-03-22 | 2010-11-16 | Darco International, Inc. | Device and method for treating foot with adustable bladder |
US8821588B2 (en) | 2006-04-19 | 2014-09-02 | Shriners Hospitals For Children | Method for anchoring prosthetic and orthotic devices |
US20070250179A1 (en) * | 2006-04-19 | 2007-10-25 | Latour Debra A | Anchoring system for prosthetic and orthotic devices |
US20080228288A1 (en) * | 2007-03-13 | 2008-09-18 | Ronald Harry Nelson | Composite Prosthetic Foot |
US11020248B2 (en) | 2007-09-19 | 2021-06-01 | Proteor USA, LLC | Vacuum system for a prosthetic foot |
US10842653B2 (en) | 2007-09-19 | 2020-11-24 | Ability Dynamics, Llc | Vacuum system for a prosthetic foot |
US10405998B2 (en) | 2007-09-19 | 2019-09-10 | Ability Dynamics Llc | Mounting bracket for connecting a prosthetic limb to a prosthetic foot |
US12011373B2 (en) | 2007-09-19 | 2024-06-18 | Proteor USA, LLC | Mounting bracket for connecting a prosthetic limb to a prosthetic foot |
US9078773B2 (en) | 2007-09-19 | 2015-07-14 | Ability Dynamics Llc | Prosthetic foot |
US7722556B2 (en) * | 2007-10-18 | 2010-05-25 | Warner Mitchell S | Ankle foot orthosis and method therefor |
WO2009120637A1 (en) | 2008-03-24 | 2009-10-01 | Ossur Hf | Transfemoral prosthetic systems and methods for operating the same |
US8685109B2 (en) | 2008-07-01 | 2014-04-01 | össur hf | Smooth rollover insole for prosthetic foot |
US8317877B2 (en) | 2008-08-18 | 2012-11-27 | The Ohio Willow Wood Company | Prosthetic foot |
KR20110074520A (ko) | 2008-09-04 | 2011-06-30 | 아이워크, 아이엔씨. | 하이브리드 지형-적응형 의족 시스템 |
US20110082566A1 (en) | 2008-09-04 | 2011-04-07 | Herr Hugh M | Implementing a stand-up sequence using a lower-extremity prosthesis or orthosis |
WO2011106564A1 (en) * | 2010-02-26 | 2011-09-01 | össur hf | Prosthetic foot with a curved split |
EP2555716A2 (en) | 2010-04-05 | 2013-02-13 | Iwalk, Inc. | Controlling torque in a prosthesis or orthosis |
WO2012096956A1 (en) | 2011-01-10 | 2012-07-19 | Iwalk, Inc. | Powered joint orthosis |
WO2012097156A2 (en) | 2011-01-12 | 2012-07-19 | Iwalk, Inc. | Controlling powered human augmentation devices |
US9687377B2 (en) | 2011-01-21 | 2017-06-27 | Bionx Medical Technologies, Inc. | Terrain adaptive powered joint orthosis |
US9060883B2 (en) | 2011-03-11 | 2015-06-23 | Iwalk, Inc. | Biomimetic joint actuators |
US9060884B2 (en) | 2011-05-03 | 2015-06-23 | Victhom Human Bionics Inc. | Impedance simulating motion controller for orthotic and prosthetic applications |
WO2013067407A1 (en) | 2011-11-02 | 2013-05-10 | Iwalk, Inc. | Biomimetic transfemoral prosthesis |
US9032635B2 (en) | 2011-12-15 | 2015-05-19 | Massachusetts Institute Of Technology | Physiological measurement device or wearable device interface simulator and method of use |
US8961618B2 (en) | 2011-12-29 | 2015-02-24 | össur hf | Prosthetic foot with resilient heel |
US9017419B1 (en) | 2012-03-09 | 2015-04-28 | össur hf | Linear actuator |
US9221177B2 (en) | 2012-04-18 | 2015-12-29 | Massachusetts Institute Of Technology | Neuromuscular model-based sensing and control paradigm for a robotic leg |
US8970054B2 (en) * | 2012-04-27 | 2015-03-03 | Sole Power, Llc | Foot-powered energy harvesting mechanisms for insoles and shoes |
US9190886B2 (en) | 2012-04-27 | 2015-11-17 | Sole Power, Llc | Foot-powered energy generator |
CA2876187C (en) | 2012-06-12 | 2021-01-26 | Iwalk, Inc. | Prosthetic, orthotic or exoskeleton device |
WO2014133975A1 (en) | 2013-02-26 | 2014-09-04 | össur hf | Prosthetic foot with enhanced stability and elastic energy return |
AU2016206637A1 (en) | 2015-01-15 | 2017-05-18 | Ability Dynamics, Llc | Prosthetic foot |
USD795433S1 (en) | 2015-06-30 | 2017-08-22 | Össur Iceland Ehf | Prosthetic foot cover |
US9949850B2 (en) | 2015-09-18 | 2018-04-24 | Össur Iceland Ehf | Magnetic locking mechanism for prosthetic or orthotic joints |
WO2018102609A1 (en) | 2016-12-01 | 2018-06-07 | Össur Iceland Ehf | Prosthetic feet having heel height adjustability |
CN106821684B (zh) * | 2017-03-27 | 2019-08-23 | 东南大学 | 一种用于下肢助力外骨骼的被动储能踝关节及足部机构 |
CN106880427B (zh) * | 2017-04-10 | 2018-09-07 | 泰山医学院 | 一种可快速行走的假肢机械足 |
US10980648B1 (en) | 2017-09-15 | 2021-04-20 | Össur Iceland Ehf | Variable stiffness mechanism and limb support device incorporating the same |
US11446164B1 (en) | 2017-09-15 | 2022-09-20 | Össur Iceland Ehf | Variable stiffness mechanisms |
USD915596S1 (en) | 2018-04-10 | 2021-04-06 | Össur Iceland Ehf | Prosthetic foot with tapered fasteners |
KR102710236B1 (ko) * | 2023-08-11 | 2024-09-27 | 김지윤 | 의지 보조기 |
Family Cites Families (102)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US25238A (en) | 1859-08-30 | Artificial leg | ||
US561979A (en) | 1896-06-16 | Artificial limb | ||
DE379849C (de) | 1923-08-30 | Adolf Schwager | Kuenstlicher Fuss | |
US56983A (en) | 1866-08-07 | Improvement in artificial legs | ||
US619731A (en) | 1899-02-21 | Waukee | ||
DE94444C (zh) | ||||
US508034A (en) | 1893-11-07 | Pneumatic sole | ||
US809876A (en) | 1905-01-28 | 1906-01-09 | George E Wilkins | Artificial limb. |
US817340A (en) | 1905-03-01 | 1906-04-10 | Rudolf Rosenkranz | Artificial limb. |
US808296A (en) | 1905-07-21 | 1905-12-26 | Frank W Merrick | Artificial foot. |
US1056426A (en) | 1912-03-13 | 1913-03-18 | John P Kenny | Pneumatic sole for shoes and boots. |
US1069001A (en) | 1913-01-14 | 1913-07-29 | William H Guy | Cushioned sole and heel for shoes. |
GB120462A (en) | 1917-11-24 | 1918-11-14 | Paul Schranz | Improvements in and relating to Artificial Feet. |
DE366553C (de) | 1921-12-13 | 1923-01-06 | Albert Noack | Kuenstliches Fussgelenk |
US2197093A (en) | 1939-01-19 | 1940-04-16 | George Edwards | Artificial foot |
US2315795A (en) | 1940-06-17 | 1943-04-06 | Conrad B Johnson | Artificial limb |
GB621576A (en) | 1946-07-10 | 1949-04-12 | Andre Marcell Desoutter | Improvements in and relating to artificial limbs |
US2594945A (en) | 1949-04-27 | 1952-04-29 | Fred C Lucas | Ankle joint for artificial legs |
US2556525A (en) | 1949-10-08 | 1951-06-12 | William M Drennon | Artificial limb joint |
US2692392A (en) * | 1951-04-05 | 1954-10-19 | Modern Limb Supply Co Inc | Artificial limb |
US2731645A (en) | 1952-10-20 | 1956-01-24 | Woodall Carl | Ankle joint for artificial limbs |
SU137843A1 (ru) | 1959-12-07 | 1960-11-30 | рев Г.А. Дегт | Голеностопный узел протеза нижней конечности |
SU139643A1 (ru) | 1961-01-17 | 1961-11-30 | А.В. Иваненко | Аппарат дл термической обработки виноградной мезги в потоке |
US3098239A (en) | 1961-01-18 | 1963-07-23 | Nader Hugo Otto Max | Prosthetic foot |
DE1174328B (de) | 1963-06-01 | 1964-07-23 | Walther & Cie Ag | Anordnung zum Befahren der Feuergaszuege von Dampferzeugern, in denen nachgeschaltete Beruehrungsheizflaechen an gekuehlten Tragrohren aufgehaengt sind |
US3551914A (en) | 1968-05-09 | 1971-01-05 | Carl Woodall | Natural action toe lift artificial foot |
US3671980A (en) | 1971-02-19 | 1972-06-27 | Lincoln F Baird | Fluid pressure clamp for prosthetic appliance |
DE2124564C3 (de) | 1971-05-18 | 1981-09-17 | Theodor Dipl.-Kfm. 6900 Heidelberg Trumpler | Unterschenkelprothese |
US3754286A (en) | 1972-01-21 | 1973-08-28 | M Ryan | Artificial foot having ankle flexible mount |
US3766569A (en) | 1972-10-05 | 1973-10-23 | J Orange | Artificial foot |
US3833941A (en) | 1973-02-28 | 1974-09-10 | Wagner S Orthopedic Supply Co | Molded sach foot |
US3982280A (en) | 1973-05-03 | 1976-09-28 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Functional ankle for a prosthetic limb |
GB1371996A (en) | 1973-05-08 | 1974-10-30 | Blatchford & Sons Ltd | Artificial leg and foot assembly |
GB1432481A (en) | 1973-05-31 | 1976-04-14 | Hanger & Co Ltd J E | Symes ankle joint |
SU560606A1 (ru) | 1975-07-18 | 1977-06-05 | Центральный Ордена Трудового Красного Знамени Научно-Исследовательский Институт Протезирования И Протезостроения | Искусственна стопа |
US3995324A (en) | 1975-09-12 | 1976-12-07 | The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration | Actuator device for artificial leg |
US4051558A (en) | 1976-06-30 | 1977-10-04 | The United States Of America As Represented By The United States National Aeronautics And Space Administration | Mechanical energy storage device for hip disarticulation |
US4091472A (en) | 1976-12-27 | 1978-05-30 | Daher Reinhard L | Prosthetic foot |
SU778732A1 (ru) | 1977-08-30 | 1980-12-05 | Центральный Ордена Трудового Красного Знамени Научно-Исследовательский Институт Протезирования И Протезостроения | Искусственна стопа |
US4177525A (en) | 1977-11-09 | 1979-12-11 | Ohio Willow Wood Co., Inc. | Reinforced artificial foot and method of making |
US4229839A (en) | 1977-11-16 | 1980-10-28 | Lord Corporation | Joint prosthesis |
FR2410998A1 (fr) | 1977-12-08 | 1979-07-06 | Lebre Patrick | Dispositif de reglage pour protheses tubulaires |
US4225982A (en) | 1978-12-04 | 1980-10-07 | Cochrane Ian W | Molded syme foot with attached stump socket |
SU806239A1 (ru) | 1979-05-07 | 1981-02-23 | Московский Автомобильный Завод Им.И.А.Ли-Хачева (Производственное Объединение "Зил") | Флюс |
US4360931A (en) | 1979-06-12 | 1982-11-30 | Hampton Ralph C | Prosthetic ankle |
US4328594A (en) | 1980-02-13 | 1982-05-11 | Campbell John W | Prosthetic foot |
GB2098072B (en) | 1980-09-25 | 1984-03-21 | Blatchford & Sons Chas A Ltd | Improved endo-skeletal artificial limb |
US5030239A (en) | 1982-02-12 | 1991-07-09 | Copes, Inc. | Biomechanical ankle |
US4555817A (en) | 1983-07-18 | 1985-12-03 | Mckendrick Roderick W | Prosthetic foot and ankle joint |
US4645509A (en) | 1984-06-11 | 1987-02-24 | Model & Instrument Development Corporation | Prosthetic foot having a cantilever spring keel |
US5181932A (en) * | 1989-04-13 | 1993-01-26 | Phillips L Van | Foot prosthesis having auxiliary ankle construction |
GB8605026D0 (en) | 1986-02-28 | 1986-04-09 | Hanger & Co Ltd J E | Artificial foot |
US4652266A (en) | 1986-03-07 | 1987-03-24 | Kingsley Mfg. Co. | Molded elastomeric prosthetic foot having energy-storing articulated keel |
US4718913A (en) | 1986-05-27 | 1988-01-12 | Voisin Jerome P | Dual, ankle, springs prosthetic foot and ankle system |
CA1305585C (en) | 1986-07-28 | 1992-07-28 | Robert E. Arbogast | Prosthetic foot |
SU1454449A1 (ru) | 1986-11-25 | 1989-01-30 | Центральный Научно-Исследовательский Институт Протезирования И Протезостроения | Протез нижней конечности |
SE456134B (sv) | 1987-02-25 | 1988-09-12 | Yngve Ljungblad | Ledanordning vid en fotprotes |
US4892554A (en) | 1987-12-21 | 1990-01-09 | Robinson David L | Prosthetic foot |
DE68914310T2 (de) | 1988-03-04 | 1994-07-14 | Blatchford & Sons Ltd | Beinprothese. |
US5112356A (en) | 1988-03-04 | 1992-05-12 | Chas A. Blatchford & Sons Limited | Lower limb prosthesis with means for restricting dorsi-flexion |
DE8804228U1 (de) | 1988-03-29 | 1988-05-05 | Ipos GmbH & Co KG, 2120 Lüneburg | Kunstfuß für eine Beinprothese |
US5219365A (en) | 1988-03-31 | 1993-06-15 | Sabolich, Inc. | Prosthetic foot |
JPH01300958A (ja) * | 1988-05-31 | 1989-12-05 | Canon Inc | 表面機能性膜を有する眼内レンズ |
US4959073A (en) * | 1988-06-06 | 1990-09-25 | John Merlette | Foot prosthesis and method of making same |
SU1600759A1 (ru) | 1988-09-20 | 1990-10-23 | Центральный Научно-Исследовательский Институт Протезирования И Протезостроения | Голеностопный узел протеза нижней конечности |
US5066305A (en) | 1988-10-25 | 1991-11-19 | Model & Instrument Development Corporation | Prosthetic foot having a low profile cantilever spring keel |
FR2640499A1 (fr) | 1988-12-15 | 1990-06-22 | Palfray Michel | Nouvelle structure de pied prothetique |
US5290319A (en) | 1991-02-28 | 1994-03-01 | Phillips L Van | Prosthetic foot incorporating adjustable bladders |
US5387246A (en) * | 1989-04-13 | 1995-02-07 | Phillips; Van L. | Prosthetic ski leg |
DE3918810A1 (de) | 1989-06-09 | 1990-12-13 | Bock Orthopaed Ind | Gelenkloser prothesenfuss |
DE8908356U1 (de) | 1989-07-08 | 1989-11-16 | Ipos GmbH & Co KG, 2120 Lüneburg | Kunstfuß für eine Beinprothese |
US5019109A (en) | 1990-03-09 | 1991-05-28 | Voisin Jerome P | Multi-axial rotation system for artificial ankle |
SE469780B (sv) * | 1990-04-02 | 1993-09-13 | Finn Gramnaes | Artificiell fot samt användning av en kulskruv och kulmutter vid en dylik fot |
DE4038063C2 (de) | 1990-11-29 | 1995-04-20 | Bock Orthopaed Ind | Gelenkloser Prothesenfuß |
US5108456A (en) | 1991-01-28 | 1992-04-28 | Coonan Iii Thomas J | Prosthetic appliance |
US5899944A (en) | 1991-02-28 | 1999-05-04 | Phillips; Van L. | Prosthetic foot incorporating compressible members |
US5443529A (en) | 1991-02-28 | 1995-08-22 | Phillips; Van L. | Prosthetic device incorporating multiple sole bladders |
US5701686A (en) | 1991-07-08 | 1997-12-30 | Herr; Hugh M. | Shoe and foot prosthesis with bending beam spring structures |
US5156631A (en) | 1991-09-16 | 1992-10-20 | John Merlette | Foot and leg prosthesis and method of making same |
US5258039A (en) | 1991-11-15 | 1993-11-02 | The National University Of Singapore | Energy storing composite prosthetic foot |
US5376140A (en) | 1992-01-03 | 1994-12-27 | Ryan; Michael W. | Prosthetic foot |
EP0581935B1 (de) | 1992-02-14 | 1997-05-02 | POHLIG, Kurt | Beinprothese |
US5405411A (en) | 1992-04-01 | 1995-04-11 | Mccoy; Allen J. | Articulated ankle joint with inner and outer races for universal movement |
US5405409A (en) | 1992-12-21 | 1995-04-11 | Knoth; Donald E. | Hydraulic control unit for prosthetic leg |
US5443527A (en) | 1993-03-31 | 1995-08-22 | Wilson Michael T | Prosthetic food and three-way ankle joint |
US6206934B1 (en) * | 1998-04-10 | 2001-03-27 | Flex-Foot, Inc. | Ankle block with spring inserts |
TW386434U (en) * | 1994-08-15 | 2000-04-01 | L Van Phillips | Prosthesis with foam block ankle |
US5495682A (en) | 1995-03-01 | 1996-03-05 | Chen; Shi-Hiu | Dynamoelectric shoes |
DE19521147C1 (de) | 1995-06-09 | 1996-12-05 | Bock Orthopaed Ind | Gelenkloses Prothesenfußteil |
FR2735018B1 (fr) | 1995-06-09 | 1997-07-11 | Proteval | Piece prothetique pneumatique pour l'articulation du genou |
US5800568A (en) | 1996-02-16 | 1998-09-01 | Model & Instrument Development Corporation | Prosthetic ankle and walking system |
GB2311466B (en) | 1996-03-29 | 1999-11-10 | Steeper Hugh Ltd | A prosthetic foot |
US5913902A (en) | 1996-09-30 | 1999-06-22 | Geible; Harry F. | Artificial foot that enables Limp-free walking |
GB9621137D0 (en) | 1996-10-10 | 1996-11-27 | Chas A Blatchford And Sons Lim | An above-knee lower limb prosthesis and a shin component for the prosthesis |
WO1999005991A2 (en) | 1997-08-01 | 1999-02-11 | Alt Artificial Limb Technology Ltd. | Walk induced energy accumulator |
US5984972A (en) * | 1997-09-18 | 1999-11-16 | Amputee Solutions, Inc. | Pylon assembly for leg prosthesis |
US6182378B1 (en) | 1998-06-10 | 2001-02-06 | Musoke H. Sendaula | Low profile pneumatic electric generator integrated in a midsole of a shoe |
WO2000027317A1 (en) * | 1998-11-06 | 2000-05-18 | Roland J. Christensen Family Limited Partnership | Prosthetic foot |
US6281594B1 (en) | 1999-07-26 | 2001-08-28 | Ivan Marijan Sarich | Human powered electrical generation system |
US6875241B2 (en) * | 2000-06-30 | 2005-04-05 | Roland J. Christensen, As Operating Manager Of Rjc Development Lc, General Partner Of The Roland J. Christensen Family Limited Partnership | Variable resistance cell |
US20020183860A1 (en) * | 2001-05-29 | 2002-12-05 | Wilkinson Kerry E. | Tubular prosthetic foot with elastomeric cushion |
US6929665B2 (en) * | 2002-10-08 | 2005-08-16 | Roland J. Christensen | Prosthetic foot with a resilient ankle |
-
2001
- 2001-10-25 WO PCT/US2001/050834 patent/WO2002038087A2/en active Application Filing
- 2001-10-25 DE DE60142451T patent/DE60142451D1/de not_active Expired - Lifetime
- 2001-10-25 KR KR10-2003-7005853A patent/KR20030070019A/ko not_active Application Discontinuation
- 2001-10-25 CA CA002426729A patent/CA2426729A1/en not_active Abandoned
- 2001-10-25 EP EP01986556A patent/EP1395209B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2001-10-25 CN CNA01821360XA patent/CN1529573A/zh active Pending
- 2001-10-25 AT AT01986556T patent/ATE471704T1/de not_active IP Right Cessation
- 2001-10-25 AU AU2002237740A patent/AU2002237740A1/en not_active Abandoned
- 2001-10-25 RU RU2003112210/14A patent/RU2003112210A/ru not_active Application Discontinuation
- 2001-10-25 WO PCT/US2001/050420 patent/WO2002034173A2/en active Application Filing
- 2001-10-25 AU AU2002231278A patent/AU2002231278A1/en not_active Abandoned
- 2001-10-25 JP JP2002540677A patent/JP2004522471A/ja active Pending
-
2002
- 2002-12-17 US US10/321,948 patent/US7063727B2/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (24)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN104519836B (zh) * | 2012-07-06 | 2016-11-23 | 奥瑟Hf公司 | 具有混合接合处的义足 |
CN104519836A (zh) * | 2012-07-06 | 2015-04-15 | 奥瑟Hf公司 | 具有混合接合处的义足 |
US11039941B2 (en) | 2014-05-09 | 2021-06-22 | Ottobock Se & Co. Kgaa | Prosthetic foot |
CN106456340A (zh) * | 2014-05-09 | 2017-02-22 | 奥托·博克保健有限公司 | 假肢脚 |
CN106456340B (zh) * | 2014-05-09 | 2021-01-12 | 奥托·博克保健有限公司 | 假肢脚 |
CN106659573A (zh) * | 2014-06-30 | 2017-05-10 | 奥苏尔公司 | 假足及足部覆盖件 |
US11147692B2 (en) | 2014-06-30 | 2021-10-19 | Össur Iceland Ehf | Prosthetic feet and foot covers |
CN106659573B (zh) * | 2014-06-30 | 2019-08-27 | 奥苏尔公司 | 假足及足部覆盖件 |
CN110430841A (zh) * | 2017-03-17 | 2019-11-08 | Pm工程设计公司 | 一种包括缓冲元件的足假肢 |
CN110430841B (zh) * | 2017-03-17 | 2022-12-20 | Pm工程设计公司 | 一种包括缓冲元件的足假肢 |
CN108498215B (zh) * | 2018-03-13 | 2020-06-02 | 温州职业技术学院 | 医学助力支撑件及其制造工艺方法 |
CN108498214A (zh) * | 2018-03-13 | 2018-09-07 | 温州职业技术学院 | 康复行为的动力学构件及其辅助生产设备 |
CN108500599A (zh) * | 2018-03-13 | 2018-09-07 | 温州职业技术学院 | 人体假肢扭力缓冲器和缓冲器生产装备 |
CN108498215A (zh) * | 2018-03-13 | 2018-09-07 | 温州职业技术学院 | 医学助力支撑件及其制造工艺方法 |
CN111821076A (zh) * | 2020-07-29 | 2020-10-27 | 吉林大学 | 一种基于人体横弓和液压传动的变刚度假肢脚板 |
CN111821076B (zh) * | 2020-07-29 | 2021-05-18 | 吉林大学 | 一种基于人体横弓和液压传动的变刚度假肢脚板 |
CN112168439A (zh) * | 2020-08-17 | 2021-01-05 | 吉林大学 | 一种刚柔耦合仿生被动顺应性踝足假肢 |
CN112168438B (zh) * | 2020-08-17 | 2021-06-29 | 吉林大学 | 一种基于气压变化的被动助力柔性仿生拉压体踝足关节假肢 |
CN112168438A (zh) * | 2020-08-17 | 2021-01-05 | 吉林大学 | 一种基于气压变化的被动助力柔性仿生拉压体踝足关节假肢 |
CN112168441B (zh) * | 2020-09-25 | 2021-08-27 | 吉林大学 | 仿生柔性被动足踝关节假肢 |
CN112168441A (zh) * | 2020-09-25 | 2021-01-05 | 吉林大学 | 仿生柔性被动足踝关节假肢 |
CN113332010A (zh) * | 2021-06-16 | 2021-09-03 | 吉林大学 | 一种分离式横弓假肢脚板 |
CN113332010B (zh) * | 2021-06-16 | 2022-03-29 | 吉林大学 | 一种分离式横弓假肢脚板 |
US12082647B2 (en) | 2021-06-16 | 2024-09-10 | Jilin University | Separated prosthetic foot with transverse arch |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
KR20030070019A (ko) | 2003-08-27 |
ATE471704T1 (de) | 2010-07-15 |
EP1395209B1 (en) | 2010-06-23 |
US20030093158A1 (en) | 2003-05-15 |
WO2002034173A2 (en) | 2002-05-02 |
WO2002034173A3 (en) | 2003-05-15 |
CA2426729A1 (en) | 2002-05-16 |
RU2003112210A (ru) | 2004-12-10 |
AU2002231278A1 (en) | 2002-05-06 |
DE60142451D1 (de) | 2010-08-05 |
WO2002038087A3 (en) | 2003-12-24 |
EP1395209A2 (en) | 2004-03-10 |
US7063727B2 (en) | 2006-06-20 |
JP2004522471A (ja) | 2004-07-29 |
WO2002038087A2 (en) | 2002-05-16 |
AU2002237740A1 (en) | 2002-05-21 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
CN1529573A (zh) | 具有缓冲踝部的假体足 | |
EP1332737B1 (en) | Foot prothesis having cushioned ankle | |
US6899737B1 (en) | Foot prosthesis having cushioned ankle | |
CN1124099C (zh) | 座位的脊椎支撑装置 | |
US5899944A (en) | Prosthetic foot incorporating compressible members | |
US5509938A (en) | Prosthetic foot incorporating adjustable bladder | |
US5443529A (en) | Prosthetic device incorporating multiple sole bladders | |
CN1140569A (zh) | 具有许多小室的缓冲垫及其制造方法 | |
US11771572B2 (en) | Prosthetic feet having heel height adjustability | |
US7828378B2 (en) | Bicycle seat | |
CN1946358A (zh) | 用于假肢装置的具有减振和受控旋转的真空泵 | |
CN101815870A (zh) | 真空泵和真空泵的使用 | |
CN1756518A (zh) | 一种踝-足矫正装置 | |
CN1819911A (zh) | 模制品的制造方法 | |
CN2776340Y (zh) | 弹性储能脚 | |
CN1467009A (zh) | 运动器具 | |
AU3703902A (en) | Foot prosthesis having cushioned ankle |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
C06 | Publication | ||
PB01 | Publication | ||
C10 | Entry into substantive examination | ||
SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
C02 | Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001) | ||
WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication |