DE60309685T2 - Elektronisch gesteuertes prothesensystem - Google Patents

Elektronisch gesteuertes prothesensystem Download PDF

Info

Publication number
DE60309685T2
DE60309685T2 DE60309685T DE60309685T DE60309685T2 DE 60309685 T2 DE60309685 T2 DE 60309685T2 DE 60309685 T DE60309685 T DE 60309685T DE 60309685 T DE60309685 T DE 60309685T DE 60309685 T2 DE60309685 T2 DE 60309685T2
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
sensor
user
inner cylinder
housing
prosthesis
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.)
Expired - Lifetime
Application number
DE60309685T
Other languages
English (en)
Other versions
DE60309685D1 (de
Inventor
James Jay Norman Martin
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Individual
Original Assignee
Individual
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Individual filed Critical Individual
Priority claimed from PCT/US2003/010939 external-priority patent/WO2003086245A2/en
Publication of DE60309685D1 publication Critical patent/DE60309685D1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE60309685T2 publication Critical patent/DE60309685T2/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Landscapes

  • Prostheses (AREA)

Description

  • 1. Gebiet der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung betrifft generell ein Fußknöchel- und Fußgelenksystem. Genauer gesagt bezieht sich die vorliegende Erfindung auf ein neuartiges und verbessertes prothetisches Gelenksystem, das die natürliche menschliche Fortbewegung und die menschliche Biomechanik über Sensorfeedback, Zeitfeedback, eine elektronisch gesteuerte Dämpfungsgelenkeinheit und ein Mikroprozessorsteuersystem simuliert.
  • 2. Beschreibung des Standes der Technik
  • Wie die Untersuchungen der menschlichen Physiologie und Anatomie klar ergeben, beinhaltet der relativ einfache Vorgang des Gehens sogar nur auf einer ebenen Fläche zahlreiche biomechanische Komplexitäten. Ein einziger Schritt erfordert ein konstantes Biofeedback, wie die kontinuierliche Analyse der Propriozeption, Winkel, des Timings und von ausgeglichenen Muskel-Skelett-Funktionen. Beim Stand der Technik versucht die Prothesenindustrie kontinuierlich, die natürliche menschliche Fortbewegung (NHL), das Verhalten und die Ästhetik nachzubilden.
  • Der Bereich der Prothetik hat generell enorme Fortschritte gemacht, um das Verhalten von amputierten Individuen und solchen mit angeborenen Verformungen auf mehreren Niveaus von einer generellen Gehbewegung bis zum Leistungssport über eine verbesserte Technik und das Verständnis der menschlichen Biomechanik zu verbessern. Obwohl es im Stand der Technik bekannt ist, prothetische Fußknöchel- und Fußkombinationen herzustellen, die ein generell besseres Verhalten und ein besseres Aussehen besitzen, ist der Stand der Technik immer noch auf zahlreichen Ebenen unvollkommen, wie nachfolgend in größeren Einzelheiten erläutert wird.
  • Viele Fußprothesen sind für einen geringen oder begrenzten Bereich von Aktivitäten optimiert. Typischerweise sind Modelle, die für solche Aktivitäten, wie das tägliche Gehen, ausgerichtet sind, nicht optimal für Laufvorgänge ausgerichtet und umgekehrt. Es ist daher wünschenswert, eine Konstruktion zur Verfügung zu stellen, mit der der Benutzer vom Gehen zum Laufen übergehen kann, so dass er für eine Vielzahl von Aktivitäten eine größere Flexibilität erlangt. Obwohl prothetische Vorrichtungen des Standes der Technik Amputierte generell zu besser biomechanisch geeigneten Gangarten geführt haben können, ermöglichen die gegenwärtig mechanisch konstruierten Fußprothesen keine signifikanten Änderungen in der Ganggeschwindigkeit, ohne optimale biomechanische Eigenschaften zu verlieren, die für das Gehen oder Laufen wesentlich sind. Ferner ist es ebenfalls wünschenswert, eine Konstruktion zur Verfügung zu stellen, die einen Übergang vom ebenen Boden bis zum Besteigen eines Hügels oder vom ebenen Boden bis zum Herabsteigen eines Hügels mit Einfachheit, Sicherheit und guter Funktion ermöglicht und generell das Queren von unebenen Flächen gestattet, was im Stand der Technik nicht möglich ist.
  • Es gibt Modelle im Stand der Technik, wie sie unter der Marke FLEX-FOOT verkauft werden, die für eine größere Energierückführung als andere Modelle sorgen, und es gibt Modelle, die eine bessere Anpassung an unebenen Boden ermöglichen, wie sie unter der Marke COLLEGE PARK verkauft werden.
  • Bedauerlicherweise liefert keines dieser Modelle sowohl eine optimale Energierückführung als auch eine Anpassung an unebenen Boden, die ausreichen, um den Bedürfnissen der Benutzer gerecht zu werden.
  • Es wird nunmehr davon ausgegangen, dass die Funktionen einer optimalen biomechanischen und natürlichen menschlichen Fortbewegung nicht allein einer relativ einfachen mechanischen Vorrichtung, wie sie im Stand der Technik viel verbreitet ist, entstammen können. Beispielsweise wurde bei einer fußknöchelfreien Fußprothese in einem durch einen Mikroprozessor gesteuerten C-Schenkel-Knie von der Firma OTTO BOCK festgestellt, dass Amputierte eine viel bessere Gangsymmetrie, einen verringerten Energieverbrauch und ein viel besseres Gefühl des mentalen Vertrauens in die Bewegung als mit Knieprothesen ohne Mikroprozessor besitzen können. Es wird nunmehr vorgeschlagen, entsprechende Vorteile über diese Art von Konstruktion zu erreichen, jedoch für ein größeres Spektrum von Amputierten, einschließlich transtibial Amputierten, und zwar mit Hilfe einer computergesteuerten Fußgelenkprothese mit geeigneten Sensorfeedbackmechanismen.
  • Eine andere Betrachtung, die im Stand der Technik der Fußknöchel- und Fußprothesen fehlt, ist die Kombination von Ästhetik und Funktion. Ein gemeinsames Problem von vielen Benutzern von Fußprothesen besteht darin, dass ihre Fußprothese vorsteht, wenn sie sitzen. Dies bleibt ein Problem, da die Fußprothese des Standes der Technik unter einem vorgegebenen Winkel relativ zur Prothese befestigt ist, so dass sie während des Sitzens im nach oben zeigenden Zustand verbleibt, wenn der Schienbeinabschnitt der Prothese eine Neigung nach hinten hat, wenn der Amputierte sitzt.
  • Ferner bleibt das Anstoßen einer Fußprothese bei sämtlichen Aktivitäten ein Sicherheitsproblem für transtibial, transfemoral und Hüftdisartikulationsamputierte. In der Vergangenheit hat man bei Fußprothesen des Standes der Technik versucht, den Fuß während der Schwenkphase einer Dorsalflexion zu unterziehen, wie beispielsweise bei einer Konstruktion des Standes der Technik unter der Marke HYDROCADANCE. Es ist dabei jedoch nicht gelungen, den gesamten Bereich an wünschenswerten Vorteilen zu erzielen, damit die Prothese bei einer großen Vielzahl von Funktionsfähigkeiten und Amputationsgraden von Menschen eingesetzt werden kann, die an den unteren Extremitäten amputiert sind. Ferner ist es nicht gelungen, optimale Energierückführeigenschaften, Bewegungsbereiche und eine lebensechte Erscheinungsform zu erreichen, um nur einige Merkmale zu nennen.
  • Es ist ferner wünschenswert, eine Fußprothese vorzusehen, die auch einen viel größeren kosmetischen Effekt besitzt, und zwar durch das bessere Simulieren der richtigen natürlichen menschlichen Fortbewegung, und die eine Plantarflexion während des Sitzens ermöglicht, um einen wirklichen Fußknöchel und Fuß besser zu simulieren. Auf diese Weise wirken der Fuß und Fußknöchel eines Benutzers normaler als bei einer Prothese, die beim Sitzen auf unnatürliche Weise vorsteht.
  • Darüber hinaus ist es wünschenswert, eine funktionale Prothese zu besitzen, die es ermöglicht, dass ein Benutzer aus diversen kosmetisch geformten Fußschalen auswählen kann, wobei der Stand der Technik versagt. Obwohl Fußprothesen üblicherweise nicht zu sehen sind, da sie häufig von Schuhen bedeckt sind, stellt das kosmetische Aussehen einen sehr wichtigen Aspekt für viele Amputierte und andere Benutzer infolge der gegenwärtigen Lifestyle- und Modetrends dar. Es ist daher wünschenswert, eine Vorrichtung zur Verfügung zu stellen, die die Auswahl von diversen Fußschalenmodellen ermöglicht, ähnlich dem, was mit kosmetischen Handschuhen für Prothesen der oberen Extremitäten möglich ist.
  • Benötigt wird eine Prothesenkonstruktion, bei der ein Prothesenmikroprozessor, Sensorfeedbackmechanismen für diverse Winkel, Zeiten und Momente oder Drucksensoren Verwendung finden, sowie eine Einrichtung zum Einstellen der Plantarflexion und Dorsalflexion durch prothetische Propriozeption, so dass ein Benutzer alle erforderlichen Barrieren mit geeigneter biomechanischer Präzision, Stabilität und entsprechenden Aktivitätsbereichen überwinden kann. Ferner ist es wünschenswert, eine Konstruktion für einen sehr aktiven Benutzer zur Verfügung zu stellen, der tägliche Aktivitäten ausführen und laufen will, und zusätzliche Stabilität und Sicherheit für Benutzer mit geringerer Aktivität zur Verfügung zu stellen, die einfach geringe Barrieren mit verbesserter Sicherheit und Stabilität überwinden wollen.
  • Einer der Bereiche von Prothesen, der sich immer noch im Anfangsstadium befindet, ist die Bereitstellung von Sensorfeedbackmechanismen für Prothesen. Es wird davon ausgegangen, dass um so bessere funktionelle, sicherere und lebensechte Fähigkeiten eines Benutzers erreicht werden können, je besser die Vernetzung zwischen den Wechselwirkungen des Menschen und der Maschine ist.
  • Gegenwärtig findet man in den Prothesensystemen, die heutzutage oder in Prothesenforschungslaboratorien verwendet werden, Fühlsysteme, die generell versuchen, den menschlichen taktilen Rezeptoren in den Extremitäten zu entsprechen. Hierbei detektiert die Prothese den Druck und stimuliert das Restglied in einer Weise, um das Gehirn so auszutricksen, dass es denkt, dass es mit der Prothese über zerebrale Projektionen „fühlt". Die Prothese versucht dabei, mit dem Gehirn des Benutzers zu kommunizieren oder diesem ein Feedback zu liefern.
  • Ferner gibt es eine myoelektrische Steuerung, die generell eine Wechselwirkung aus der muskulären Steuerung der Muskeln der Extremitäten versucht. Die elektrische Aktivität der muskulären Tätigkeit innerhalb des Restgliedes wird von Elektroden, die beispielsweise in das Gelenkpfannensystem eingebettet sind, aufgegriffen, wobei die Elektroden bewirken, dass sich die Handprothese in einer beabsichtigten Weise bewegt. Das Gehirn versucht dabei, mit der Prothese zu kommunizieren oder für diese ein Feedback zur Verfügung zu stellen.
  • Des weiteren ist der Versuch einer Gehirnprothese bekannt, bei der entsprechend einer Propriozeption durch Einbettung des Mikroprozessors in die Prothese zusammen mit einer Reihe von verschiedenen Sensoren eine Bewegung der Gelenkprothese bewirkt wird, die an die Gangart des Trägers angepasst ist. Beispielsweise findet beim Stand der Technik beim C-Schenkel-System ein Mikroprozessor oder eine Gehirnprothese Verwendung, um auf konstante Weise zu analysieren, wie weit sich die Prothese während der Schwenkphase des Ganges verbiegen und erstrecken soll, sowie wie viel Standstabilität während der Standphase des Ganges aufrechterhalten werden soll u.a. Bei einer derartigen Konstruktion wird generell die Bewegung des entsprechenden Gliedes unabhängig vom Terrain oder der Neigung nachgebildet.
  • Obwohl die Prothesentechnik in den letzten Jahren Fortschritte gemacht hat, ist es im Stand der Technik noch nicht gelungen, die Lücke zwischen künstlichen Prothesen und den Anforderungen und Wünschen der Benutzer zu überbrücken. In entsprechender Weise besteht ein Wunsch nach einer Verbesserung der Körper/Prothesen-Integration durch Sensorfeedbackmechanismen und Prothesenpropriozeption. Daher verbleibt ein umfangreicher Bereich für Konstruktionsverbesse rungen und Innovationen, die der Stand der Technik nicht aufweist.
  • Die US 5,888,212 zeigt eine Knieprothese mit einer hydraulischen Betätigungseinheit, die einen Widerstand auf die Knieprothese aufbringt. Die DE 19859931 zeigt eine Schenkelprothese mit einem Dämpfungselement für ein Kniegelenk. Die US 5,383,939 offenbart eine hydraulische Dämpfungseinrichtung zum Regulieren der Winkelgeschwindigkeit oder der Drehung eines künstlichen Kniegelenkes. Die US 5,443,527 offenbart eine Fußgelenkprothese nach dem Oberbegriff von Patentanspruch 1.
  • Zusammenfassung der Erfindung
  • Generell handelt es sich bei der vorliegenden Erfindung um ein neuartiges und verbessertes Gelenkprothesensystem, das für eine natürliche menschliche Fortbewegung und Ästhetik sorgt, während dies der Stand der Technik nicht tut. Die vorliegende Erfindung sieht generell ein Sensor- und Zeitfeedbacksystem vor, das in Verbindung mit einem unabhängigen Mikroprozessor arbeitet, um ein Dämpfungssystem für eine Gelenkeinheit zu steuern und zu regulieren, das ein magnetorheologisches Fluid benutzt.
  • Die Erfindung umfasst einen Kiel mit daran befestigten Sensoren, der an einem Innenzylinder fest angebracht ist. Der Innenzylinder ist generell auf drehbare Weise am Außenzylinder oder Gehäuse angeordnet, der bzw. das wiederum an einer unteren Extremität eines Benutzers befestigt ist. Die Drehung des Innenzylinders wird von einem Dämpfungssystem gesteuert, das ein magnetorheologisches Fluid benutzt und ein Eingangssignal von einem Mikroprozessor empfängt, der mit den am Kiel befestigten Sensoren kommuniziert.
  • Bevor mindestens eine Ausführungsform der Erfindung im einzelnen erläutert wird, ist darauf hinzuweisen, dass die Erfindung nicht auf Konstruktionsdetails und die Anordnung von Komponenten, die in der nachfolgenden Beschreibung wiedergegeben oder in den Zeichnungen dargestellt sind, beschränkt ist. Die Erfindung kann auch durch andere Ausführungsformen verwirklicht und auf diverse andere Weisen benutzt werden. Es versteht sich ferner, dass die hier verwendete Phraseologie und Terminologie lediglich zu Beschreibungszwecken dient und in keiner Weise beschränkend wirkt. Der Fachmann versteht ohne weiteres, dass die Konzeption, auf der diese Offenbarung basiert, ohne weiteres auch zur Konzeption von anderen Konstruktionen, Verfahren und Systemen zur Ausführung der diversen Zwecke der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden kann.
  • Daher sind Titel, Überschriften, Kapitelbezeichnungen, Klassifizierungen und die Gesamtaufteilung der vorliegenden Anmeldung generell in keiner Weise beschränkend. Diese Merkmale dienen lediglich Verständniszwecken und begrenzen in keine Weise den Text oder das zugehörige Material.
  • Der Sinn und Zweck der Zusammenfassung besteht darin, das Amerikanische Patent- und Markenamt sowie generell die Öffentlichkeit und insbesondere Naturwissenschaftler, Ingenieure und den Praktiker, die mit Patentbegriffen oder ge setzlichen Begriffen oder der entsprechenden Phraseologie nicht vertraut sind, in die Lage zu versetzen, aus einer raschen Durchsicht das Wesen der technischen Offenbarung der Anmeldung zu erkennen. Die Zusammenfassung soll in keiner Weise die Erfindung der vorliegenden Anmeldung, die in den Ansprüchen wiedergegeben ist, definieren, noch den Umfang der Erfindung in irgendeiner weise beschränken.
  • Es ist daher ein Ziel der vorliegenden Erfindung, ein neues und verbessertes Gelenkprothesensystem, genauer gesagt ein Fußknöchel- und Fußprothesensystem, zur Verfügung zu stellen, das für einen Bereich von Aktivitäten, beispielsweise die Bewegung vom Gehen zum Laufen, von einem ebenen Boden auf eine Steigung oder von einem ebenen Boden auf einen Gefällebereich, eine größere Einfachheit, Sicherheit und Funktionsfähigkeit liefert.
  • Es ist ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung, ein neues und verbessertes Gelenkprothesensystem zu schaffen, das eine relativ einfache Konstruktion mit wenigen sich bewegenden Teilen besitzt und somit in einfacher und effizienter Weise hergestellt werden kann.
  • Noch ein weiteres Ziel der Erfindung betrifft die Schaffung eines neuen und verbesserten Gelenkprothesensystems, das eine haltbarere und zuverlässigere Konstruktion als beim Stand der Technik darstellt.
  • Noch ein anderes Ziel der Erfindung betrifft ein neuartiges und verbessertes Gelenkprothesensystem, das geringe Herstellkosten sowohl in Bezug auf Materialien als auch in Be zug auf Arbeit aufweist und somit auch mit geringen Preisen an den Verbraucher verkauft werden kann, so dass das System für diejenigen, die derartige Prothesenvorrichtungen benötigen, auf wirtschaftliche Weise erhältlich ist.
  • Ein weiteres Ziel der Erfindung betrifft die Schaffung eines neuartigen und verbesserten Gelenkprothesensystems, das einige der Vorteile des Standes der Technik bietet, jedoch gleichzeitig einige der Nachteile, die normalerweise mit diesen Systemen verbunden sind, überwindet.
  • Ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung ist ein neues und verbessertes Gelenkprothesensystem, genauer gesagt ein Fußknöchel- und Fußprothesensystem, das für die meisten K2-K4-Amputierten geeignet und für Transtibial-, Transfemoral-, Hüftdisartikulations- und generell sämtliche Grade von Amputationen der unteren Extremitäten von Vorteil ist.
  • Noch ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung betrifft die Schaffung eines neuen und verbesserten Fußknöchel- und Fußprothesensystems, bei dem eine Kielkonstruktion Verwendung findet und die Energierückführung optimiert ist und mit dem ein unebener Boden einfacher überquert werden kann.
  • Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist ein neues und verbessertes Fußknöchel- und Fußprothesensystem für mehrere Amputationsgrade und Gangarten für sämtliche Aktivitätsgrade, da der Fuß während der Schwenkphase des Ganges eine Dorsalflexion durchführen kann, so dass auf diese Weise die Sicherheit stark verbessert, die mentale Ängstlichkeit verringert und die Gangsymmetrie erhöht werden kann.
  • Noch ein anderes Ziel der Erfindung betrifft die Schaffung eines neuen und verbesserten Fußknöchel- und Fußprothesensystems, das einen kosmetischen Effekt durch eine bessere Simulation einer richtigen natürlichen menschlichen Fortbewegung erzeugt, eine plantare Flexion des Fußes während des Sitzens ermöglicht und eine besser kosmetisch geformte Fußschale vorsieht, die aus einer Vielzahl von Stilrichtungen ausgewählt werden kann.
  • Ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung betrifft die Schaffung von neuen und verbesserten Dämpfungsmechanismen für künstliche Gelenke, die ein MR-Fluid oder andere fluidisch charakterisierten Systeme umfassen. Der Mechanismus kann auch bei anderen prothetischen oder orthotischen Gelenksystemen Verwendung finden. Des weiteren kann der Mechanismus das Nachrüsten von zur Verfügung stehenden Fuß- und Knöchelgelenkprothesen ermöglichen.
  • Noch ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung betrifft die Schaffung eines neuen und verbesserten Gelenkprothesensystems, das eine sofortige Kommunikation von der Prothese zum Benutzer ermöglicht, wobei ein Feedback zur Verfügung gestellt wird, so dass ein Gefühl für die räumliche und winklige Orientierung der Gelenkprothese erreicht wird.
  • Noch ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung betrifft die Schaffung eines neuen und verbesserten Gelenkprothesensystems, bei dem eine sofortige Kommunikation zwischen dem Benutzer und der Prothese erreicht wird, um eine bessere Regulierung, Steuerung oder Positionierung der Prothese zu erzielen.
  • Diese Ziele und andere Ziele der Erfindung zusammen mit den diversen Neuheitsmerkmalen, die die Erfindung kennzeichnen, sind insbesondere in den beigefügten Patentansprüchen wiedergegeben, die einen Teil dieser Offenbarung bilden. Zum besseren Verständnis der Erfindung, ihrer Betriebsvorteile und der durch ihren Einsatz erzielten speziellen Ziele wird nunmehr auf die in den Zeichnungen dargestellten bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung im einzelnen Bezug genommen.
  • Kurzbeschreibung der Zeichnungen und bildlichen Darstellungen
  • Von den Zeichnungen zeigen:
  • 1 eine teilweise weggeschnittene Seitenansicht einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung;
  • 2 eine teilweise auseinandergezogene perspektivische Ansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 3 eine Seitenansicht einer bevorzugten Kon struktion eines Kiels gemäß der vorliegenden Erfindung, wobei auch eine Linie des natürliche Gewichtes dargestellt ist;
  • 3A eine Draufsicht auf eine bevorzugte generelle Konstruktion eines Kieles und einer Trägereinheit gemäß der vorliegenden Erfindung, wobei auch der Schnittpunkt mit der Gewichtslinie dargestellt ist;
  • 4 eine Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion einer Gelenkeinheit gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 4A eine teilweise auseinandergezogene perspektivische Ansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Außenzylinders gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 4B eine Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Außenzylinders gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 4C eine teilweise auseinandergezogenen perspektivische Ansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Außenzylinders gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 4D eine andere Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Außenzylinders gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 5 eine Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Innenzylinders gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 5A eine teilweise auseinandergezogene perspektivische Ansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Innenzylinders gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 5B eine Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Innenzylinders gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 5C eine teilweise auseinandergezogene perspektivische Ansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Innenzylinders gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 5D eine andere Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Innenzylinders gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 6 eine Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Schaftes gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 6A eine perspektivische Ansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Schaftes gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 6B eine andere Seitenansicht oder Endansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion eines Schaftes gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 7 eine teilweise geschnittene Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion einer Gelenkeinheit gemäß der vorliegenden Erfindung unter Darstellung der Horizontalen;
  • 8 eine teilweise geschnittene Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion einer Gelenkeinheit gemäß der vorliegenden Erfindung unter Darstellung des MR-Fluids;
  • 8A eine andere teilweise geschnittene Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion einer Gelenkeinheit gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 9 eine teilweise geschnittene Draufsicht einer bevorzugten generellen Konstruktion einer Schaltung der Gelenkeinheit gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 10 eine Seitenansicht einer bevorzugten generellen Konstruktion einer Kiel- und Trägereinheit gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 10A eine perspektivische Ansicht einer bevorzug ten generellen Konstruktion einer Kiel- und Trägereinheit gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 11 eine generelle Seitenansicht eines natürlichen menschlichen Fußes, wobei auch die natürliche Gewichtslinie und Drehachse eines anatomischen Fußknöchels dargestellt sind;
  • 11A eine generelle Seitenansicht eines natürlichen menschlichen Fußes, die die Linie des natürlichen Gewichtes, die Drehachse eines Fußknöchels und eine bevorzugte Anordnung eines Kieles mit MR-Dämpfungssystem zeigt, wobei der Drehpunkt generell dem anatomischen Drehpunkt entspricht und ferner eine Kielkonstruktion dargestellt ist, die die anatomische Skelettplantarfläche des Fußes gemäß einer bevorzugten Konstruktion der Erfindung nachbildet;
  • 11B eine generelle Seitenansicht eines natürlichen menschlichen Fußes, wobei die Drehachse oder der Drehpunkt eines menschlichen Knöchels gezeigt ist;
  • 12 eine generelle Darstellung eines Ablaufdiagramms, das Elemente der Steuerelektronik bei einer bevorzugten Konstruktion der Erfindung zeigt;
  • 12A eine Skizze oder eine schematische Darstellung, die eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung zeigt, wobei Sensorfeedback von der Erfindung einem Benutzer zugeführt wird;
  • 12B eine Skizze oder eine schematische Darstellung, die eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung zeigt, wobei Sensorfeedback vom Benutzer der Erfindung zugeführt wird;
  • 12C eine generelle Darstellung, die Elemente eines natürlichen menschlichen Systems für eine Propriozeptionsfeedbackbahn zeigt;
  • 12D eine generelle Darstellung eines Ablaufdiagramms, die Elemente eines natürlichen menschlichen Systems für eine Propriozeptionsfeedbackbahn zeigt;
  • 12E eine generelle Darstellung eine Ablaufdiagramms, die Elemente eines Systems für ein Propriozeptionsfeedback gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung zeigt;
  • 12F eine Skizze oder eine schematische Darstellung, die eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung zeigt, wobei Sensorfeedback von der Erfindung einem Benutzer zugeführt wird;
  • 12G eine generelle Darstellung eines Ablaufdiagramms, die Elemente eines Systems für ein Propriozeptionsfeedback gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung zeigt;
  • 12H eine Skizze oder eine schematische Darstellung, die ein Beispiel zeigt, bei dem Sensorfeedback von der Erfindung einem Benutzer zugeführt wird;
  • 13 eine generelle Darstellung, die eine bevorzugte Konstruktion der Erfindung über den Gangzyklus zeigt;
  • 14 eine graphische Darstellung, die generelle Eigenschaften des Dämpfungswiderstandes des magnetorheologischen Fluids während eines Gangzyklus bei einer bevorzugten Konstruktion der Erfindung zeigt;
  • 14A eine graphische Darstellung, die generelle Eigenschaften der natürlichen menschlichen Muskelaktivität während eines Gangzyklus zeigt; und
  • 14B eine graphische Darstellung, die generelle Eigenschaften eines natürlichen menschlichen Muskelfußgelenkwinkels während eines Gangzyklus zeigt.
  • Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen Es wird nunmehr auf die Zeichnungen, in denen entsprechende Bezugszeichen entsprechende Teile in sämtlichen Ansichten bezeichnen, und insbesondere auf die 1 und 2 Bezug genommen. Mit 10 ist eine neue und verbesserte Fußprothese mit Fußgelenksystem gemäß der vorliegenden Erfindung bezeichnet, die hiernach zusammen als Fußprothese benannt wird. Die Erfindung 10 umfasst generell einen Kiel 12, eine Fußschale 14, eine Fußgelenkeinheit 16, eine Dämpfungseinrichtung oder ein Dämpfungssystem 18, eine Trägereinheit 20, ein Sensorsystem 22 und eine Befestigungseinrichtung 24.
  • Die Erfindung 10 ist generell in einer Konfiguration für einen rechten Fuß dargestellt. Es versteht sich, dass die Erfindung auch die Konfiguration eines linken Fußes betrifft. Es versteht sich ferner, dass die Erfindung 10 auch bei anderen Gelenken und zugehörigen Teilen Verwendung finden kann. Der Begriff „Teil" ist nicht auf Gliedmaße, wie Arme und Beine, beschränkt. Der Begriff „Gelenk" bezieht sich generell auf drehbar befestigte Elemente.
  • Wie insbesondere in den 3 und 3A gezeigt ist, besitzt eine bevorzugte Konstruktion des Kieles 12 einen Fersenabschnitt 26 mit einem hinteren Schlitz 28, der den Fersenabschnitt 26 in ein mediales Segment 30 und ein laterales Segment 32 unterteilt. Ferner besitzt der Kiel 12 einen vorderen Abschnitt oder Zehenabschnitt 34 mit einem vorderen Schlitz 36, der den Zehenabschnitt 34 in ein mediales Segment 38 und ein laterales Segment 40 unterteilt. Der Be reich zwischen dem Fersenabschnitt 26 und dem Zehenabschnitt 34 wird als Mittelabschnitt 42 bezeichnet, obwohl klar ist, dass sich hierbei die Mitte nicht unbedingt auf den tatsächlichen Mittelpunkt des Kieles 12 beziehen muss.
  • Es versteht sich ferner, dass ein Kiel 12 den hinteren Schlitz 28 und/oder vorderen Schlitz 36 oder überhaupt keinen Schlitz aufweisen kann. Auch können sich der vordere Schlitz 36 und der hintere Schlitz 28 über die gesamte Länge des Kieles 12 erstrecken, so dass es sich bei dem Kiel 12 generell um eine zweiteilige Konstruktion (nicht gezeigt) handelt. Ferner verlaufen der vordere Schlitz 36 und der hintere Schlitz 28 generell entlang der Mittellinie 44 des Kieles 12. Eine generelle Schlitzkonstruktion des Kieles 12 kann neben weiteren Vorteilen die Gehbewegung über einen unebenen Boden verbessern.
  • Bei einer bevorzugten Konstruktion sollten der vordere Schlitz 36 und der hintere Schlitz 28 eine ausreichende Breite 46 besitzen, so dass bei einem auf den Kiel 12 einwirkenden angemessenen Drehmoment verhindert wird, dass das mediale Segment 38 und laterale Segment 40 des Zehenabschnittes 34 und das mediale Segment 30 und laterale Segment 32 des Fersenabschnittes 26 miteinander in Kontakt treten oder aneinander reiben, bzw. dieser Effekt reduziert wird. Mit einer derartigen Konstruktion kann ein „Klickgeräusch" durch einen solchen Kontakt während des Gehens verhindert oder reduziert werden. Ferner können auch Gummiteile (nicht gezeigt) eingearbeitet werden, um ein solches Klickgeräusch zu verhindern oder zu reduzieren, und im hin teren Schlitz 28 und/oder vorderen Schlitz 36 angeordnet werden.
  • Bei einer bevorzugten Konstruktion wird am Ende 48 des Zehenabschnittes 34 und/oder am Ende 50 des Fersenabschnittes 26 eine Krümmung vorgeschlagen, so dass ein natürliches Überrollen während der Gehbewegung erzeugt und der Kiel 12 mit einer korrekten Positionierung zum Boden vorgesehen werden kann, um die Energierückführeigenschaften des Kieles 12 zu optimieren. Ferner wird vorgeschlagen, den Vorderfuß- oder Zehenabschnitt 34 geringfügig breiter auszubilden als den Fersenabschnitt 26, um dem Benutzer während späterer Abschnitte der Stellungsphase der Gangbewegung zusätzliche Stabilität zur Verfügung zu stellen.
  • Es versteht sich, dass die Fußschale 14 in der Lage sein sollte, einen breiteren Zehenabschnitt 34 aufzunehmen, so dass ein kosmetisch gutes Aussehen sowie eine engere Annäherung an die Form eines natürlichen menschlichen Fußes erreicht wird. Es können auch andere Kielformen Verwendung finden. Da viele Schuhe eine eingebaute Bogenstütze besitzen, die oft ein seitliches Verschwenken einer Fußprothese in einem Schuh bewirkt, wird vorgeschlagen, den Bogen 52 des Kieles 12 in der sagittalen Ansicht vorzugsweise relativ hoch auszubilden, wie in den Zeichnungen dargestellt. Bei einer bevorzugten Konstruktion ermöglicht es ein hoher Bogen 52, dass eine in geeigneter Weise abgestimmte Fußschale 14, die ebenfalls einen hohen Bogen 54 besitzt, in Schuhen mit hohen Bögen flach sitzen kann. Ferner sorgt die Krümmung für sanftere Überrolleigenschaften und für die geeignete Positionierung des Kieles 12 relativ zum Boden zur Belastung des Kieles 12, so dass eine geeignete biomechanische Simulation erzielt wird. Es können auch andere Höhen des Kieles 12, Bogens 52 und der Fußschale 14 mit hohem Bogen 54 in Betracht gezogen werden.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform kann der Kiel 12 aus Karbonfaser und/oder Karbonfaserlaminaten hergestellt sein, wobei er jedoch hierauf nicht beschränkt ist. Es können auch andere Materialien Verwendung finden, die für ein geringes Gewicht, eine hohe Festigkeit, hohe Energierückführfedereigenschaften sorgen und eine einfache Herstellung ermöglichen. Durch die Verwendung von Karbonfaser wird eine gewisse Energierückführung erreicht. Karbonfasern oder andere entsprechende Materialien können das Gesamtgewicht reduzieren, wodurch die Erzielung eines verringerten Energieaufwandes unterstützt werden kann, indem die Trägheitseffekte auf die Muskulatur des verbleibenden Beines begrenzt werden, wie beispielsweise beim Quadriceps während der Endschwenkphase des Gangzyklus für transtibial Amputierte.
  • Der Kiel 12 kann generell eine Dicke 56 besitzen, um eine ausreichende Biegebewegung während der Stellungsphase des Ganges zu ermöglichen (Auftreffen der Ferse mit abgehobenen Zehen), ist jedoch ausreichend fest oder steif, um ein Brechen durch das Eigengewicht des Benutzers und dessen Aktivität zu verhindern. Bei einer bevorzugten Ausführungsform kann der Kiel 12 geändert sein, um einen Biegewiderstand während des Gehens mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten mit veränderlichem Aufprall und für verschiedene Terrains zu ermöglichen, was nachfolgend in größeren Einzelheiten erläutert wird.
  • Wie ferner in größeren Einzelheiten nachfolgend beschrieben wird, ermöglicht eine bevorzugte Konstruktion des Kieles 12 eine natürlichere und gezielte Nachbildung des NHL und kann für eine Energierückführung zum geeigneten Zeitpunkt während des Gangzyklus wie bei NHL sorgen, überwiegend bei oder unmittelbar vor dem Abheben der Zehen, um eine gastrocnemische Kontraktion zu simulieren.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform kann der Mittelabschnitt 42 des Kieles 12 dicker ausgebildet sein, um zusätzliche Festigkeit zur Befestigung an der Fußgelenkeinheit 16 zu ermöglichen. Der Kiel 12 kann auch flexibel genug sein, um eine ausreichende Biegung zu ermöglichen und NHL-Schockabsorptionsmechanismen zu kompensieren, die infolge der Amputation verloren gegangen sind, wie die Bewegung in der Struktur des menschlichen Fußes aufgrund der Ligament- und Faserbänder sowie die Kompressibilität des unter dem Kalkaneus vorhandenen Meniskus. Eine solche Konstruktion kann daher einen sanfteren Gang ermöglichen. Ferner kann die erhöhte Flexibilität des Kieles 12 für eine bessere Anpassung an unebenen Boden und für eine verbesserte Energierückführung sorgen. Die Dicke und Kompressibilität des Kieles 12 können auch auf das Gewicht des Benutzers und dessen Aktivitätsniveau abgestimmt sein, um optimale Eigenschaften zu erreichen.
  • Bei einer anderen bevorzugten Ausführungsform kann der Kiel 12 von einer geteilten Zehenkonstruktion Gebrauch machen, bei der der Schlitz in Richtung auf eine Seite (nicht gezeigt) versetzt sein kann, um eine kosmetische Fußschale 14 mit abgetrenntem großen Zeh zu ermöglichen, so dass der Benutzer Sandalen tragen kann. Es versteht sich jedoch, dass der Kiel 12 auch überhaupt keine abgetrennten Abschnitte aufweisen und einem vollständigen, nichtgetrennten Kiel 12 entsprechen kann. Es versteht sich ferner, dass die Erfindung 10 auch mit bekannten Kielen 12 des Standes der Technik benutzt, in diese integriert oder zur Umrüstung von diesen verwendet werden kann.
  • Des weiteren versteht es sich, dass der Kiel 12 einstückig mit der Fußschale 14 ausgebildet sein kann. Bei der Erfindung 10 kann auch eine Befestigungseinrichtung (nicht gezeigt) Verwendung finden, gemäß der die Erfindung 10 an vorhandenen Kielkonstruktionen des Standes der Technik befestigt werden kann.
  • Fußschale
  • Bei einer bevorzugten Konstruktion kann die Fußschale 14 generell anatomisch korrekt ausgebildet sein und des weiteren einen ausreichend hohen Bogen 54 aufweisen. Der Fußkiel ist in der Fußschale 14 mit Hilfe von Einrichtungen fixiert, die anderen internen Kiel-Fußprothesen entsprechen, wie beispielsweise FLEX-FOOT-Konstruktionen und OHIO WILLOW WOOD PATHFINDER FEET. Eine SPECTRA-Socke kann über der Fußschale 14 Verwendung finden, um Quietschgeräusche zu verringern, die dadurch entstehen, dass der Kiel an der Fußschale 14 reibt. Die gleiche Innenkonstruktion dieses Fußes kann bei einer linken oder rechten Fußschale Verwendung finden, um die Herstellung zu vereinfachen.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform kann es wünschenswert sein, eine Fußschale 14 vorzusehen, die generell dünn ist, um die Bewegung der Fußkonstruktion aufgrund von Steifigkeit nicht zu beschränken. Beispielsweise sieht der OTTO BOCK 1 C40-Fuß eine optimale Fußschale vor, die generell dünn und flexible ausgebildet ist, während FLEX-FOOT-Konstruktionen generell dicker und weniger flexibel sind. Es wird vorgeschlagen, eine dünnere Fußschale 14 zu verwenden, die eine volle Dynamik des Kieles 12 ermöglicht, obwohl die Erfindung 10 hierauf nicht beschränkt ist.
  • Bei einer bevorzugten Konstruktion ist der Kiel 12 lösbar an der Fußschale 14 befestigt. Hierzu können herkömmliche Einrichtungen Verwendung finden, die bekannt sind. Bei einer bevorzugten Konstruktion kann der Kiel 12 durch die Anordnung eines kleinen Vorsprunges, der sich im Inneren der Fußschale 14 nach außen erstreckt, an der Fußschale 14 befestigt werden, wobei der Kiel 12 darunter einrastet.
  • Befestigungseinrichtung
  • Die Erfindung 10 besitzt generell eine Befestigungseinrichtung 24 an der unteren Extremität (nicht gezeigt) eines Benutzers. Die Befestigungseinrichtung 24 kann als vorstehende Pyramide 58 ausgebildet sein, ist jedoch hierauf nicht beschränkt. Es kann auch eine andere bekannte Befestigungseinrichtung 24 Verwendung finden, beispielsweise eine Schraube, die mit entfernbaren und nichtentfernbaren Bolzen, entfernbaren Stiften etc. passend in Eingriff tritt, wobei auch hier wiederum keine Beschränkung vorliegt. Ferner kann die vorstehende Pyramide 58 auch als zurückspringende Konfiguration etc. ausgebildet sein.
  • Fußgelenkeinheit
  • Wie man speziell den 4, 4A, 4B und 4C entnehmen kann, umfasst das Fußgelenk oder die Fußgelenkeinheit 16 generell ein Gehäuse oder einen Außenzylinder 60, der mit der Befestigungseinrichtung 24 verbunden ist. Bei einer bevorzugten Ausführungsform befindet sich der Außenzylinder 60 in einer festen Position oder nichtdrehbaren Position relativ zur unteren Extremität und zur Befestigungseinrichtung 24. Der Außenzylinder 60 besitzt einen inneren Hohlraum 62 und eine Mittelachse 64. Ferner kann der Außenzylinder 60 eine erste Seitenabdeckung 66, eine zweite Seitenabdeckung 68 und einen Bereich eines Drehungsverhinderungsstabes 70 aufweisen.
  • Der Bereich des Drehungsverhinderungsstabes 70 kann einen Hohlraum 72 besitzen, der entlang dem Umfang 74 des Außenzylinders 60 angeordnet sein kann, so dass ein Elektromagnet 76, der nachfolgend in größeren Einzelheiten beschrieben wird, ebenfalls in einer relativ festen Position relativ zur unteren Extremität und der Befestigungseinrichtung 24 fixiert werden kann. Bei einer bevorzugten Konstruktion kann der Außenzylinder 60 aus nichtmagnetischem, nichtleitenden Material konstruiert sein, wie nachfolgend näher beschrieben. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist der Elektromagnet 76 im Hohlraum 72 angeordnet, der auch im Be reich des Drehungsverhinderungsstabes 70 angeordnet sein kann.
  • Wie insbesondere die 5, 5A, 5B, 5C und 5D zeigen, ist im inneren Hohlraum 62 des Außenzylinders 60 ein Innenzylinder 80 angeordnet. Bei einer bevorzugten Konstruktion ist der Innenzylinder 80 auf feste oder nichtdrehbare Weise am Kiel 12 befestigt, beispielsweise an der Trägereinheit 20, was nachfolgend in größeren Einzelheiten erläutert wird. Es versteht sich, dass sich der Innenzylinder 80 um die Mittelachse 64 des Außenzylinders 60 dreht. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist der Innenzylinder 80 insgesamt oder teilweise aus einem nichtmagnetischen Material hergestellt, was ebenfalls später in größeren Einzelheiten erläutert wird.
  • Wie die 6, 6A und 6B zeigen, ist bei einer bevorzugten Konstruktion ein Schaft 82 entlang dem innerem Hohlraum 62 des Außenzylinders 60, und zwar entlang der Mittellinie 64, angeordnet und ausgerichtet, wodurch der Innenzylinder 80 am Schaft 82 befestigt ist. Ferner richtet der Schaft 82 den Innenzylinder 80 und den Außenzylinder 60 aus. Er ist über eine Öffnung 84 einer ersten Seitenabdeckung 66 des Außenzylinders 60 und eine Öffnung 86 einer zweiten Seitenabdeckung 68 axial ausgerichtet und verbunden. Der Schaft 82 kann aus einem nichtmagnetischen Material oder einem magnetischen Material hergestellt sein, wie später im einzelnen erläutert.
  • Wie vorstehend beschrieben, verbleibt der Außenzylinder 60 in einer relativ festen Position in Bezug auf die untere Extremität des Benutzers und fixiert den Schaft 82 so, dass dieser sich entlang der Mittelachse 64 drehen kann. Der Innenzylinder 80 ist am Schaft 82 befestigt und dreht sich relativ zur unteren Extremität des Benutzers. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist der Schaft 82 fest am Innenzylinder 80 angebracht. Es versteht sich, dass auch andere herkömmliche Dreheinrichtungen vorgesehen sein können, bei denen sich der Außenzylinder 60 in einer festen Position relativ zur unteren Extremität des Benutzers befindet und sich der Innenzylinder 80 relativ zur unteren Extremität des Benutzers frei drehen kann.
  • Der Innenzylinder 80 ist generell so konstruiert, dass die Drehung entlang der Mittelachse 64 begrenzt ist. Bei einer bevorzugten Ausführungsform besitzt der Innenzylinder 80 einen oberen Anschlag 88 (7), der den Drehbereichbeschränkungsstab 70 des Außenzylinders 60 kontaktiert. Ferner kann der Innenzylinder 80 einen unteren Anschlag 90 (7) aufweisen, der den Drehbereichbegrenzungsstab 70 des Außenzylinders 60 kontaktiert.
  • Der Innenzylinder 80 kann hohl oder mit einem Kern mit geringem Gewicht ausgebildet sein, um das Gewicht zu verringern. Es versteht sich, dass der Innenzylinder 80 gewichtet, mit einem verformbaren halbfesten Material gefüllt, mit einem Fluid gefüllt oder mit anderen Mitteln versehen sein kann, bei denen sich der Schwerpunkt (nicht gezeigt) des Innenzylinders 80 relativ zur Fußgelenkeinheit 16 bewegen kann.
  • Der Innenzylinder 80 kann einen Hohlraum 78 zur Anordnung von Elementen der Erfindung 10 und ggf. zur Schaffung eines wasserdichten Abteiles für Elektronik oder eine Stromquelle 130, die in Verbindung mit der Erfindung 10 Verwendung findet, aufweisen, wie später in größeren Einzelheiten beschrieben.
  • wie man 7 entnehmen kann, besitzt das menschliche Fußgelenk einen generellen Drehbereich von etwa 15° nach oben (von der Horizontalen 92 aus) und einen generellen Drehbereich von etwa 45° nach unten (von der Horizontalen 92 aus). Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird der Innenzylinder 80 durch den oberen Anschlag 88, der den Drehbereichbegrenzungsstab 70 des Außenzylinders 60 kontaktiert, an einer weiteren Drehung als 15° gehindert. Ferner wird der Innenzylinder 80 durch den unteren Anschlag 90, der den Drehbereichbegrenzungsstab 70 des Außenzylinders 60 kontaktiert, an einer Drehung nach unten über 45° hinaus gehindert. Es versteht sich, dass der generelle Drehbereich auch größer oder kleiner sein kann und dass das obige Beispiel in keiner Weise beschränkend ist. Es versteht sich ferner, dass auch ein größerer Bewegungs- oder Drehbereich für bestimmte Aktivitäten gewünscht werden kann, die eine größere Flexibilität erfordern, und in entsprechender Weise auch ein eingeschränkterer Bewegungs- oder Drehbereich für andere Aktivitäten, bei denen eine geringere Flexibilität gewünscht ist.
  • Dämpfungssystem
  • Wie man insbesondere den 8 und 8A entnehmen kann, betrifft die Dämpfungseinrichtung oder das Dämpfungssystem 18 eine Einrichtung zum Steuern der Drehung des Kieles 12 in Übereinstimmung mit dem Benutzer oder in Bezug auf diesen. Das Dämpfungssystem 18 kann generell eine elektronische Steuerung, eine mechanische Funktion, eine Fluiddynamik und Kombinationen hiervon umfassen. Die Erfindung 10 schlägt zahlreiche Einrichtungen vor, wie hydraulische, magnetische, mechanische oder andere Konstruktionen, bei denen eine Dämpfung, eine generelle Steuerung oder bestimmte Dreheigenschaften der Gelenkeinheit 16 erreicht werden.
  • Ein magnetorheologisches Fluid oder MR-Fluid 94 findet generell zum Dämpfen der Drehung des Innenzylinders 80 um die Mittelachse 64 des Außenzylinders 60 Verwendung, wobei der Flüssigkeits- oder Viskositätszustand des MR-Fluids 94 durch wahlweises Aufladen des MR-Fluids 94 über einen Permanentmagneten oder Elektromagneten 76 gesteuert wird. Wenn beispielsweise keine Dämpfung oder nur eine geringe Dämpfung gewünscht wird, wird das MR-Fluid 94 nicht aufgeladen und bleibt generell in einem relativ flüssigen Zustand, so dass auf diese Weise der Innenzylinder 80 nicht oder nur wenig gehindert wird, sich um die Mittelachse 64 des Außenzylinders 60 frei zu drehen. Wenn eine Dämpfung gewünscht wird, wird das MR-Fluid 94 wahlweise aufgeladen, um auszuhärten oder sich etwas zu verfestigen, so dass generell eine Viskokupplung, Bremse oder ein Hindernis erzeugt wird, wodurch die Drehung des Innenzylinders 80 um die Mittelach se 64 des Außenzylinders 60 verlangsamt und/oder gestoppt wird.
  • Es wird ferner vorgeschlagen, dass das MR-Fluid 94 ferner als generelles Schmiermittel für den Außenzylinder 60 und den Innenzylinder 80 der Fußgelenkeinheit 16 dienen kann. Des weiteren wird vorgeschlagen, dass die Erfindung 10 mit hydraulischen oder anderen einstellbaren Dämpfungseinrichtungen verwendet werden kann, um die Plantarflexion und Dorsalflexion zu steuern.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform besitzt der Innenzylinder 80 des weiteren eine leitende Fläche 96, die auf integrierte Weise als Teil des Innenzylinders 80 ausgebildet oder als Abdeckung 98 eingeformt sein kann. Die leitende Fläche 96 sollte generell aus einem Material bestehen, das elektrische oder magnetische Ladungen tragen oder leiten kann. Der verwendete Begriff „leitend" soll hier in keiner Weise als einschränkend angesehen werden. Die leitende Fläche 96 kann aus Metall, Kunststoff mit Metallfasern oder anderen geeigneten leitenden Materialien oder Variationen hiervon bestehen. Sie kann eine erste Seite 100 und eine zweite Seite 102 aufweisen, so dass zur Zusammenwirkung mit dem MR-Fluid 94 ein größerer Flächenbereich zur Verfügung steht.
  • Ferner kann die leitende Fläche 96 in der Nähe des Schaftes 82 angeordnet sein oder in Verbindung hiermit stehen. Sie kann Öffnungen 104 und 106 zur Befestigung mit dem Schaft 82 besitzen. Der Schaft 82 kann aus einem leitenden, metallischen o.ä. Material bestehen, wobei das MR-Fluid 94 auch mit dem Schaft 82 in einer möglichen Beziehung zur leitenden Fläche 96 zusammenwirkt. Darüber hinaus kann die leitende Fläche 96 Einschnitte 108, Rippen o.ä. aufweisen.
  • Wie vorstehend erläutert, ist der Außenzylinder 60 aus einem nichtmagnetischen oder leitenden Material geformt. Bei einer bevorzugten Konstruktion umfasst der Außenzylinder 60 eine leitende Fläche oder einen Streifen 110, der einstückig mit dem Außenzylinder 60 oder als separates Element 112 ausgebildet sein kann, wie generell dargestellt. Die leitende Fläche oder der Streifen 110 besitzt Einschnitte 114, Rippen o.ä. (4A). Generell ist der Streifen 110 des Außenzylinders 60 zur leitenden Fläche 96 des Innenzylinders 80 ausgerichtet. Bei einer bevorzugten Konstruktion kann der Streifen 110 des weiteren eine erste Seite 117 und eine zweite Seite 119 besitzen, die mit der ersten Seite 100 und der zweiten Seite 102 der leitenden Fläche 96 des Innenzylinders 80 zusammenwirken können. Darüber hinaus kann der Streifen 110 mit dem Schaft 82 verbunden sein oder hiermit in Kontakt stehen. Der leitende Streifen 110 kann Öffnungen 116 und 118 zur Befestigung am Schaft 82 aufweisen.
  • Die leitende Fläche 96 des Innenzylinders 80 und der leitende Streifen 110 des Außenzylinders 60 können Einschnitte 114, Rippen o.ä. in einer generell radialen Richtung von der Mittelachse 64 aufweisen, um zur Festlegung des MR-Fluids 94 in der Gegenwart eines elektrischen oder magnetischen Feldes beizutragen oder diesen Effekt zu erhöhen und auf diese Weise das Ansprechen auf direkte Scherung zu verbessern. Es wird ferner vorgeschlagen, dass eine derar tige Konstruktion zusätzlich den Flächenbereich für die Kommunikationen und Wechselwirkung des MR-Fluids 94 erhöht.
  • Es wird vorgeschlagen, dass ein Leerraum oder Hohlraum 120 zwischen dem Außenzylinder 60 und dem Innenzylinder 80 ausgebildet und mit dem MR-Fluid 94 gefüllt ist. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist der Innenzylinder 80 so im Außenzylinder 60 angeordnet, dass eine enge Nachbarschaft erreicht wird, um die Menge des benötigten MR-Fluids 94 zu begrenzen, wobei spezielle Bereich ausgenommen sind, in denen der vorgegebene Abstand aus Gründen von fluiddynamischen Eigenschaften optimiert ist. Das MR-Fluid 94 kann als generelles Schmiermittel wirken, um die Reibung zwischen dem Innenzylinder 80 und dem Außenzylinder 60 während der Drehung zu verringern. Es wird ferner vorgeschlagen, dass der Innenzylinder 80 und der Außenzylinder 60 in relativ enger Nachbarschaft die strukturelle laterale Drehmomentstabilität des Dämpfungssystems 18 erhöhen oder verbessern.
  • Der Schaft 82 kann leitende oder magnetische Eigenschaften besitzen, um ein mögliches Lecken des MR-Fluids 94 zu unterstützen, zu verringern oder zu verhindern. Bei einer solchen Konstruktion kann das MR-Fluid 94 viskoser ausgebildet sein, so dass nicht die Wahrscheinlichkeit besteht, dass es durch Löcher oder potentielle Löcher in Dichtungen leckt.
  • Es wird nunmehr auf die 9 Bezug genommen, die eine bevorzugte Konstruktion zeigt. Ein Elektromagnet 76 steht hierbei mit dem leitenden Streifen 110 des Außenzylinders 60 in Verbindung oder in Kontakt, der wiederum mit dem MR- Fluid 94 in Verbindung oder in Kontakt steht, welches wiederum mit der leitenden Fläche 96 des Innenzylinders 80 in Verbindung oder in Kontakt steht, um auf diese Weise einen Kreis 122 elektrischen oder magnetischen Flusses zu bilden.
  • Abstandshalter 124 und 126, die beispielsweise aus Nylon bestehen, können ferner bei einer bevorzugten Konstruktion Verwendung finden und zwischen dem Innenzylinder 80 sowie dem leitenden Streifen 110 angeordnet sein, um die Vervollständigung des Kreises 122 zu verringern oder zu verhindern und das MR-Fluid 94 bei Vervollständigung des Kreises 122 aufzuladen.
  • Eine Stromquelle 130 steht über Drähte 128 mit dem Elektromagneten 76 in Kontakt oder in Verbindung. Das Dämpfungssystem 18 kann einen geringen Energieverbrauch besitzen, so dass daher eine kleine Batterie 132 verwendet werden kann. Bei einer bevorzugten Konstruktion handelt es sich bei der Batterie 132 um eine Lithiumionenbatterie, wobei jedoch diesbezüglich keine Beschränkung vorliegt. Die Stromquelle 130 kann irgendwo an der Prothese angeordnet sein, um einen einfachen Austausch zu ermöglichen, und kann einen Befestigungsanschluss (nicht gezeigt) zum wiederaufladen besitzen. Zur Optimierung der Gewichtsverteilung kann die Stromquelle 130 auch extern angeordnet sein, wie beispielsweise auf der Pfanne oder dem Pylon. Es wird ferner vorgeschlagen, die Stromquelle 130 wahlweise höher anzuordnen, um einen höheren Schwerpunkt zur Minimierung der Trägheitskräfte während des Laufens zu erreichen. Wie vorstehend erläutert, kann die Stromquelle 130 im Hohlraum 78 des Innenzylinders 80 angeordnet sein.
  • Des weiteren kann der Elektromagnet 76 Sicherheitsmerkmale besitzen, um eine manuelle Sperrung im Fall eines Stromverlustes zu erreichen, wie beispielsweise bei einem Permanentmagneten. Es wird vorgeschlagen, dass als potentielle Sicherheitsunterstützung, beispielsweise bei einem Abfall des Pegels der Stromquelle 130 auf ein bestimmtes Niveau, eine entgegengesetzte Polarität erzeugt werden kann, damit der Permanentmagnet in Position gleiten kann, um die Gelenkeinheit 16 oder das Dämpfungssystem 18 zu verriegeln. Beispielsweise kann ein Permanentmagnet in eine gewünschte Position gleiten, um eine Zwangsverriegelung bei einem festen Winkel zu erzeugen, so dass sich der Benutzer mit einem Teil der Bewegung oder der gesamten Bewegung, die aus der Kompression des Kieles 12 herrührt, bewegen kann, wie dies bei Standardfußprothesen des Standes der Technik der Fall ist. Das Wiederaufladen der Stromquelle 130 führt zu einem Normalzustand, wobei die Polarität wieder in ihren normalen Zustand zurückkehrt, so dass sich der Permanentmagnet aus seiner Position bewegen kann. Die Erfindung 10 kann dann über den Elektromagneten 76 wieder tätig werden. Zur Anzeige von niedrigen Strompegeln kann eine Anzeigevorrichtung, wie beispielsweise eine hörbare Einrichtung oder eine Vibrationseinrichtung, Verwendung finden.
  • Ferner wird vorgeschlagen, dass die Gelenkeinheit 16 und das Dämpfungssystem 18 eine magnetorheologische Dämpfung aufweisen können, die über direkte Scherung oder einen druckbetriebenen Modus operieren kann, um die Widerstandsfähigkeit der Gelenkeinheit 16 zu erhöhen. Wie vorstehend erläutert, kann im Rahmen der Erfindung 10 das Dämpfungssystem 18 eine Vielzahl von Konstruktionen besitzen.
  • Wie in den Zeichnungen und insbesondere in 9A dargestellt ist, wird ferner vorgeschlagen, ein Servo/Permanentmagnetsystem 133 auf mechanischer Basis in Verbindung mit dem Elektromagneten 76 oder im Gegensatz zu diesem zu verwenden. Ferner wird vorgeschlagen, sich verjüngende magnetische und nichtmagnetische Teile zu verwenden, die miteinander verbunden sind und gegen die der Permanentmagnet über einen Servoantrieb oder einen Motor gleitet, um das mit dem leitenden Teil 110 zusammenwirkende Magnetfeld zu variieren. Bei einer bevorzugten Konstruktion kann das Magnetsystem 133 einen kleinen Servo- oder Motormechanismus 135 aufweisen, wie er beispielsweise mit Zahnrädern Verwendung findet, um ein Vorwärts- und Rückwärtsgleiten zu erzielen.
  • Des weiteren kann das Servo/Permanentmagnetsystem 133 auf mechanischer Basis ein hydraulisch einstellbares Ventil (nicht gezeigt) zur Steuerung der Menge des MR-Fluids 94, das zwischen dem Außenzylinder 60 und dem Innenzylinder 80 strömt, umfassen. Auch dieses Ventil kann über einen kleinen Servo- oder Motormechanismus gesteuert werden. Es wird vorgeschlagen, dass das Servo/Permanentmagnetsystem 133 auf mechanischer Basis einen geringeren Energieverbrauch aufweist und daher für bestimmte Anwendungsfälle günstig sein kann. Das Dämpfungssystem 18 kann ferner ein Federsystem, eine Dorsalflexionseinrichtung oder ein Dorsalflexionsfedersystem 137 aufweisen. Das Dorsalflexionsfedersystem 137 kann bewirken, dass die Fußgelenkeinheit 16 während der Schwenkphase des Ganges einer Dorsalflexion unterzogen wird. Es kann eine Feder herkömmlicher Bauart, einen Hydraulikkolben oder Kombinationen hiervon oder andere herkömmliche federvorgespannte Vorrichtungen des Standes der Technik besitzen. Das Dorsalflexionsfedersystem 137 kann anterior oder posterior zum Dämpfungssystem 18 oder zur Fußgelenkeinheit 16 befestigt oder angeordnet sein (Druckfeder oder Zugfeder, in Abhängigkeit von der Lage zum Verkürzen oder Verlängern).
  • Die Federbelastung kann durch Einstellen der Federantriebslänge, Wechsel auf eine leichtere oder schwerere Feder oder Einstellung der Federanordnung verhindert werden.
  • Trägereinheit
  • Bei der in den Zeichnungen und insbesondere in den 10 und 10A gezeigten bevorzugten Ausführungsform umfasst die Trägereinheit 20 generell einen medialen Träger 134 mit einer Öffnung 136 und einen lateralen Träger 138 mit einer Öffnung 140, wobei die Öffnung 136 und die Öffnung 140 axial ausgerichtet sind und den Schaft 82 aufnehmen. Ferner können die Öffnung 136 des medialen Trägers 134 und die Öffnung 140 des lateralen Trägers 138 generell eine Kreisform 142 mit einem flachen Abschnitt 140 besitzen, um mit dem kreisförmigen Abschnitt 146 und dem flachen Abschnitt 148 des Schaftes 82 passend in Eingriff zu treten (6B).
  • Bei einer bevorzugten Konstruktion ist die Trägereinheit 20 so schwenkbar mit dem Außenzylinder 60 verbunden, dass die Drehbewegung entlang der Mittelachse 64 auftritt. Es können auch andere Befestigungseinrichtungen vorgesehen sein, bei denen die Trägereinheit 20 auf feste Weise mit dem Innenzylinder 80 und trotzdem auf drehbare Weise mit dem Außenzylinder 60 verbunden ist. Die Trägereinheit 20 ist am Kiel 12 über Befestigungseinrichtungen 150, beispielsweise Schrauben 152, 154, 156 und 158, befestigt. Es können auch andere herkömmliche Befestigungseinrichtungen 150 Verwendung finden, mit denen der Kiel 12 bei anderen Konfigurationen in einfacher und rascher Weise entfernt werden kann.
  • Bei der Trägereinheit 20 kann es sich um eine einstückige Konstruktion (nicht gezeigt) handeln, bei der der mediale Träger 134 und der laterale Träger 138 in der distalen Mitte miteinander verbunden sind, um zusätzliche Stabilität zu erreichen. Mit der Konturierung der Trägereinheit 20 soll vorzugsweise das Gewicht minimiert und die Festigkeit optimiert werden. Bei einer bevorzugten Konstruktion sind die Öffnungen 160, 162, 164 und 166 so ausgebildet, dass das zur Ausbildung der Trägereinheit 20 verwendete Material reduziert wird.
  • Bei einer bevorzugten Konstruktion ist die Trägereinheit 20 aus einem Material hergestellt, das ein geringes Gewicht besitzt und eine minimale Drehmomentbewegung besitzt. Beispielhafte Materialien sind Verbundmaterialien, Kunststoff, laminiertes Material, Aluminium oder Titan. Es versteht sich, dass auch Änderungen bei der gezeigten Konstruktion der Trägereinheit 20 durchgeführt werden können, um andere Konfigurationen für eine optimale Festigkeit und ein minimales Gewicht vorzusehen.
  • Eine Unterlegscheibe (nicht gezeigt) kann zwischen dem Außenzylinder 60 und der Trägereinheit 20 benutzt werden, um die Reibung zu verringern. Die Unterlegscheibe kann in einer Ausnehmung in den Trägern und/oder im Außenzylinder vorgesehen sein, um für eine genauere Passung der Komponenten zu sorgen.
  • Anordnung der Gelenkeinheit
  • Bei der in den Zeichnungen und insbesondere in den 11, 11A und 11B gezeigten bevorzugten Konstruktion ist die Anordnung der Gelenkeinheit 16 derart, dass die mittlere Drehachse 64 generell durch den Bereich 168 einer anatomischen Gewichtslinie fällt. Gemäß der anatomischen Darstellung beträgt der Bereich 168 der Gewichtslinie etwa 28,2 der Fußlänge vom anterioren bis zum posterioren Punkt der Skelettstruktur des Fußes. Die Drehung der Gelenkeinheit 16 entlang der Mittelachse 64 verläuft generell entlang einem anatomischen Drehpunkt 170 eines natürlichen Fußgelenkes. Diese Position befindet sich in relativ enger Nachbarschaft zum posterioren Punkt des Fußes, so dass die Trägereinheit 20 für die Gelenkeinheit 16 unmittelbar in posteriorer Beziehung zum Gewichtslinienbereich 168 beginnen und zur Unterstützung nach vorne verlaufen kann. Durch die Anordnung der Gelenkeinheit 16 werden zusätzliche Kompressionsmöglichkeiten des Fersenabschnittes 26 des Kieles 12 und Anpassungsmöglichkeiten an unebenem Boden erzielt.
  • Obwohl der Fersenabschnitt 26 des Kieles 12 für eine gewisse Kompressibilität vom Auftreffen der Ferse bis zur flachen Fußstellung sorgt, wird die Hauptwirkung durch die echte Plantarflexion des Kieles 12 über die magnetorheologische Dämpfung erreicht, um eine bessere NHL-Nachbildung zu erzielen und für optimale Wegdrückeigenschaften bei abgehobenem Zeh zu sorgen, wie später erläutert.
  • Ferner kann ein Inversions/Eversionsdämpfungssystem (nicht gezeigt) an der Basis des Dämpfungssystems 18 verwendet werden, um eine noch bessere Anpassung an unebenen Boden zu erreichen. Hierfür können Stoßdämpfersysteme, Gelenksysteme aus kompressiblen Materialien, wie Urethan u.ä., Verwendung finden.
  • Feedbacksensorsystem
  • Wie man den Zeichnungen und insbesondere 12 entnehmen kann, macht die Erfindung 10 von einem Feedbacksensorsystem 22 Gebrauch. Es wird vorgeschlagen, dass dieses Feedbacksensorsystem 22 dem Dämpfungssystem 18 entweder direkt oder indirekt Informationen liefert, wie beispielsweise in Bezug auf die Gewichtsverteilung vom Kiel 12, die am Kiel 12 erzeugten Kräfte, Aufprallzeiten auf einen Abschnitt des Kieles 12 etc., um den Gangzyklus des Benutzers zu ermitteln und automatisch die Operationen der Gelenkeinheit 16 zu steuern. Das Sensorsystem 22 kann auch einen Dehnungssensor, Momentensensor, Drucksensor o.ä. aufweisen, der mit einer Mikroprozessoreinheit 172 sowie der Stromquelle 130 über Drähte in Verbindung stehen kann. Ferner kann das Feedbacksteuersystem 22 (Regelsystem) einen Zeitsensor oder Realzeittakt- und Winkelsensor aufweisen, um die Winkelgeschwindigkeit und die Beschleunigung relativ zur Mittelachse 64 des Dämpfungssystems 18 zu vergleichen.
  • Die Erfindung 10 umfasst eine Mikroprozessoreinheit 172, die mit dem Sensorsystem 22 in Verbindung steht und das Dämpfungssystem 18 der Gelenkeinheit 16 steuert oder hiermit kommuniziert, wie später in größeren Einzelheiten beschrieben. Es versteht sich, dass der Begriff „Feedbacksensorsystem" in keiner Weise begrenzt ist.
  • Das Feedbacksensorsystem 22 kann am Kiel 12 angeordnet sein. Es kann ein Fersensensorsystem 174 aufweisen, das am Fersenabschnitt 26 angeordnet ist, und ein Zehensensorsystem 176, das am Zehenabschnitt 34 angeordnet ist.
  • Ferner können Druck/Kraft-Formänderungssensoren im Dämpfungssystem 18 oder einem Teil desselben angeordnet sein, um die auf den Fersenabschnitt 26 und/oder Zehenabschnitt 34 einwirkende Kraft zu ermitteln. Es versteht sich, dass auch andere Arten von bekannten Sensoren eingesetzt werden können, wie Sensoren, die das mikroskopisch geringe Verbiegen des rohrförmigen Pylons aus Titan messen, um den auf die Ferse und den Vorderfuß einwirkenden Druck zu ermitteln.
  • Bei einer bevorzugten Konstruktion kann das Fersensensorsystem 174 ferner Sensoren 178 und 180 am medialen Segment 30 des Fersenabschnittes 26 und am lateralen Segment 32 des Fersenabschnittes 26 besitzen. Des weiteren kann das Zehen sensorsystem 176 einen Sensor 182 und 184 am medialen Segment 38 des Zehenabschnittes 34 und am lateralen Segment 40 des Zehenabschnittes 34 aufweisen. Es können auch mehr Sensoren Verwendung finden, die auch um andere Abschnitte des Kieles 12 angeordnet sein können. Bei einer bevorzugten Konstruktion stehen die Sensoren und Sensorsysteme mit dem Dämpfungssystem 18 und/oder dem Mikroprozessor 172 über Drähte 186 in Verbindung.
  • Mikroprozessor
  • Die Mikroprozessoreinheit 172 liefert eine Realzeitganganalyse über den Gangzyklus und steuert den Flüssigkeitszustand, Verfestigungszustand oder die Viskosität des MR-Fluids 94. Bei der Mikroprozessoreinheit 172 kann, es sich um eine entsprechende Konstruktion wie bei dem OTTO BOCK C-LEG handeln, wobei jedoch keine Beschränkung hierauf gegeben ist. Bei dieser Konstruktion können Zeitsensoren oder ein Realzeitmesser 188, ein Winkelsensor 190, ein Fersenabschnittsbelastungs-, Kraft-, Formänderungs- oder Momentensensor oder entsprechende Sensoren 192 und ein Zehenabschnittsbelastungs-, Kraft-, Formänderungs- oder Momentensensor oder entsprechende Sensoren 194 vorgesehen sein. Es können auch Momentensensoren oder Dehnungsmesseinrichtungen Verwendung finden.
  • Zeitsensoren oder ein Realzeitmesser 188 können Verwendung finden, um Ereignisse zu regulieren, wie beispielsweise den Verlust des gesamten Plantarflexionswiderstandes der Erfindung 10, wenn der Benutzer sitzt, so dass sich der Fuß un ter einem natürlichen Winkel befinden kann, wie nachfolgend in größeren Einzelheiten erörtert. Ferner kann der Zeitmesser 188 Gangaspekte auf der Basis eines optimalen Timingprofils für den Benutzer regulieren. Einige der diskutierten Funktionen müssen nicht nur unbedingt auf Zeitfaktoren basieren, sondern können auch auf Bewegungssignalen oder Zeit- und Bewegungssignalen basieren, die dem Mikroprozessor zugeführt werden.
  • Ein Winkelsensor 190 ist in den Innenzylinder 80 und/oder Außenzylinder 60 eingearbeitet, um den relativen Winkel des Kieles 12 zur unteren Extremität des Benutzers zu ermitteln. Der Winkelsensor 190 kann in der Gelenkeinheit 16 fixiert sein, um den Drehungsgrad zwischen dem Innenzylinder 80 und dem Außenzylinder 60 zu ermitteln. Ferner kann eine Niveauvorrichtung (nicht gezeigt) benutzt werden, um den Winkel des Kieles 12 relativ zum Boden zu ermitteln.
  • Die Mikroprozessoreinheit 172 kann so programmiert werden, dass sie die Geschwindigkeit und die Größe der Plantarflexion am Fersenabschnitt 26 des Kieles 12 steuert, wenn dieser auf den Boden trifft, was auch als Auftreffen der Ferse bezeichnet wird. Für die Steuermechanismen können auch Einrichtungen des Standes der Technik Verwendung finden, wie das OTTO BOCK C-LEG. Ferner können dynamische Faktoren programmiert werden, um festzustellen, wie „hart" ein Patient generell geht. Die generelle Größe der beim Gehen auftretenden Plantarflexion kann eingestellt werden, um Wegdrückeigenschaften zu ermitteln. Beispielsweise können die Geschwindigkeit und die Größe der Dorsalflexion des Fußes nach dem Zehenabheben eingestellt werden. Jede dieser Eigenschaften kann für das normale Gehen eingestellt werden und an Veränderungen des Ganges des Benutzers angepasst werden. Die Sensorfeedbacksysteme 22 können bewirken, dass die Mikroprozessoreinheit 172 die Dämpfungseigenschaften des MR-Fluids 94 verändert, wenn die Geschwindigkeit zunimmt oder abnimmt oder wenn auf einem nichtebenen Terrain gegangen wird. Jeder Aspekt der Gangeigenschaften des Knöchels und Fußes kann modifiziert werden, um auf geeignete Weise den Gang des Benutzers in Bezug auf eine perfekte Symmetrie, Sicherheit und Funktion sämtlicher Aktivitäten abzustimmen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform kann die Mikroprozessoreinheit 172 mit diversen Speichern oder Programmen 196 programmiert werden, Kommunikationselektronik 198 zur Schnittstellenbildung oder zum Programmieren aufweisen und hörbare Signale 200 oder Vibrationssignale zur Warnung von Fehlfunktionen, Spannungsabfällen etc. abgeben. Die Mikroprozessoreinheit 172 kann unmittelbar vor der Fußgelenkeinheit 16 am oberen Bereich des Kieles 12 oder an der Innenseite des Innenzylinders 80 angeordnet sein, wie vorstehend erläutert. Es wird ferner vorgeschlagen, die Mikroprozessoreinheit 172 an der Prothese einer unteren Extremität anzuordnen, wo dem Benutzer möglicherweise ein Knie fehlt, oder unterhalb des Knies, jedoch oberhalb des Fußgelenkes. Bei einer anderen bevorzugten Ausführungsform kann die Erfindung 10 in Verbindung mit einem künstlichen Knie zusammenwirken, wobei die Mikroprozessoreinheit 172 für beide Gelenkfunktionen verwendet werden kann.
  • Wie vorstehend erläutert, wird die Stromquelle 130 zur elektrischen Versorgung des Dämpfungssystems 18 vorgeschlagen. Es wird ferner vorgeschlagen, die Stromquelle 130 in der Mikroprozessoreinheit 172 anzuordnen oder einstückig damit auszubilden und auf diese Weise die Mikroprozessoreinheit 172 mit Strom zu versorgen. Bei einer bevorzugten Konstruktion kann die Mikroprozessoreinheit 172 über Drähte 173 mit der Stromquelle 130 verbunden sein.
  • Es wird ferner vorgeschlagen, die Mikroprozessoreinheit 172 mit einem Stromversorgungs- und Batteriemanagementsystem 202 zu versehen, um den Stromverbrauch weiter zu optimieren. Das System 202 kann EIN- und AUS-Timer zum Stillsetzen der Stromversorgung, wenn sich die Erfindung über bestimmte Zeitperioden im Ruhezustand befindet, aufweisen. Wenn der Benutzer nicht schläft, wird es in irgendeinem vorgegebenen Zeitrahmen eine gewisse Änderung des Winkels oder der Kraft geben, wenn das Gewicht des Benutzers getragen wird. Es wird vorgeschlagen, die Erfindung 10 mit einem automatischen System (nicht gezeigt) auszustatten, so dass dann, wenn keine Kraftänderung vom Sensorsystem 22 während einer bestimmten Zeit detektiert wird, die Erfindung 10 stillgesetzt werden kann, um Energie zu sparen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird die Erfindung 10 automatisch stillgesetzt, wenn sie nicht vom Benutzer getragen wird, wobei der Benutzer die Erfindung nicht manuell abschalten muss.
  • Es wird ferner vorgeschlagen, die Stromquelle 130 als Regenerationsstromquelle auszubilden, bei der die Stromquelle über mechanische Einrichtungen, wie beispielsweise eine Faraday'sche Vorrichtung, wiederaufgeladen wird. Dabei können bekannte Techniken für selbstaufwickelnde Mechanismen mit Rotoren Verwendung finden, wie sie bei automatischen Uhren Verwendung finden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform kann die Mikroprozessoreinheit 172 auf drahtlose Weise programmiert oder gesteuert werden, wie dies bei einer drahtlosen Technik der Fall ist, wie sie bei Schrittmachern/Defibrillatoren Verwendung findet. Es wird vorgeschlagen, dass ein Benutzer auf drahtlose Weise spezielle Funktionsparameter auf Bedarf regulieren, befehlen oder programmieren kann, wie beispielsweise das schrittweise und wahlweise Modifizieren des Dämpfungssystems 18 über eine Fernsteuerung. In entsprechender Weise kann die Erfindung 10 eine Hardware-Steuereinheit (nicht gezeigt) aufweisen, die auf zugängliche Weise an der Erfindung 10 montiert ist.
  • Wie unmittelbar nachher in größeren Einzelheiten erläutert wird, kann der Mikroprozessor 172 in Verbindung mit einem myoelektrischen Sensorsystem 400 und/oder einem Propriozeptionssystem 300 verwendet werden. Bei einer bevorzugten Konstruktion kann der Mikroprozessor 172 als primäre und einzige elektronische Steuer- und Prozessvorrichtung für die Erfindung 10 verwendet werden. Es versteht sich jedoch, dass auch mehrere Einheiten eingesetzt werden können, die zusammen oder separat operieren können, um die verschiedenen Aufgaben auszuführen.
  • Propriozeptionsstimulator
  • Wie in den Zeichnungen und insbesondere in 12A gezeigt, kann bei einer bevorzugten Konstruktion der Erfindung 10 ein prothetisches Propriozeptionssystem 300 vorgesehen sein. Die Erfindung 10 kann für eine sofortige Kommu nikation oder für die Abgabe von Signalen von der Prothese zum Benutzer sorgen, wobei ein Feedback vorgesehen ist, so dass ein Gefühl einer räumlichen und winkligen Orientierung einer Gelenkprothese erreicht wird.
  • 12C zeigt Elemente eines natürlichen menschlichen Systems für eine Propriozeptionsfeedbackbahn. Ferner zeigt 12D ein Ablaufdiagramm, das Elemente eines natürlichen menschlichen Systems für Propriozeptionsfeedback wiedergibt.
  • Im menschlichen Körper analysiert das Gehirn die erforderlichen Bewegungen der äußeren Extremitäten und hat Kenntnis über die Positionierung unserer Gelenke und deren Orientierung im Raum. Kleine Propriozeptorsensoren in den menschlichen Muskeln und Gelenken, wie gelenkkinesthetische Rezeptoren, neuromuskuläre Spindeln und neurotendinöse Rezeptoren, senden Sensorinformationen an das Gehirn, um diesem mitzuteilen, wo das Glied im Raum orientiert ist, sowie dessen Bewegungen mitzuteilen, wie das Spannen der Muskeln oder das Biegen der Gelenke.
  • Es versteht sich, dass es Systeme im Stand der Technik gibt, die sich auf Drucksensoren an der Fußprothese oder der Handprothese beziehen, die Informationen über einen kleinen Mikroprozessor übertragen und dann das Glied in einer entsprechenden Weise stimulieren können, um auf diese Weise das Gehirn beim Denken auszutricksen, so dass der Träger mit der Gliedprothese „fühlt". Die Erfindung 10 kann die Winkellage und Änderungen innerhalb der Gelenkprothese ablesen und das Glied 308 in einer bestimmten Weise stimu lieren und auf diese weise etwas vorsehen, das zu einem unterbewussten Feedback der Position und des Winkels der räumlichen Orientierung des Gliedes werden kann.
  • Die Erfindung 10 kann für größere Sicherheit sorgen, indem sie die Position der Gelenkprothese im Raum „kennt". Beispielsweise besteht „die Erkenntnis" oder „das Gefühl", dass sich das Fußgelenk auf plantare Weise übermäßig stark biegt, da der Träger beginnt, einen Hügel hinabzusteigen.
  • Ferner wird vorgeschlagen, einen niedrigeren Energieaufwand zu erreichen, indem ein natürlicheres Gangmuster sowie ein verbessertes mentales Vertrauen in die Prothese und somit eine größere Funktionalität erreicht werden. In entsprechender Weise kann der Benutzer durch eine verbesserte menschliche/maschinelle Wechselwirkung das Gefühl erhalten, dass die Prothese mehr ein Teil von ihm ist. Das Gehirn des Benutzers lernt das sensorische Feedback vom System als unterbewusste Propriozeption oder in der Form von zerebralen Projektionen.
  • Es wird ferner vorgeschlagen, dass der Benutzer über eine Kommunikationseinrichtung oder ein System 302 mit der Gelenkeinheit 16 in Verbindung, Kommunikation und Wechselwirkung tritt. Es wird ferner vorgeschlagen, einen separaten Mikroprozessor 304 oder Mikroprozessor 172 oder eine Kombination hiervon zu verwenden. Das prothetische Propriozeptionssystem 300 kann auch bei anderen Gelenken als Fußgelenken oder anderen Gelenkprothesen, wie Knie-, Hüft-, Hand-, Ellbogen- und Schultergelenkprothesen, Verwendung finden. Ferner kann das prothetische Propriozeptionssystem 300 auch bei einem Individuum Anwendung finden, das das Gefühl oder den Propriozeptionssinn oder die Steuerung der natürlichen Extremitäten verloren hat.
  • Bei einer bevorzugten Konstruktion können Feedbackmechanismen 306 von einer Druckänderung bei einer Winkeländerung, einer Druckbewegung bei einer Winkeländerung, einem elektrischen Impuls zum Glied 308 bei einer Winkeländerung, einer Vibrationsänderung bei einer Winkeländerung und anderen bekannten Verfahren Gebrauch machen. Ferner kann bei dem prothetischen Propriozeptionssystem 300 ein Winkel- oder Positionssensor in Verbindung mit oder getrennt von einem Sensor Verwendung finden, um den Widerstand gegenüber einer Winkeländerung einer Gelenkprothese zu detektieren.
  • In 12E ist ein Ablaufdiagramm dargestellt, das eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung 10 zeigt. Die Integration der verschiedenen Sensoren und des Feedbacks kann über den Mikroprozessor 172 oder ein unabhängiges Prozesssystem oder Kombinationen hiervon gesteuert werden.
  • 12F zeigt eine andere bevorzugte Ausführungsform, bei der der Kiel 12, das Dämpfungssystem 18, die Fußgelenkeinheit 16 und das Sensorsystem 22 mit Drähten 310 über einen Mikroprozessor 312, eine Stromquelle 314, einen Sensorstimulikontakt 316 und Drähte 318 kommunizieren. Bei dem Mikroprozessor 312 kann es sich um den Mikroprozessor 172 oder ein unabhängiges Prozesssystem oder Kombinationen hiervon handeln. Auch kann eine Stromquelle 130 Verwendung finden. Das Sensorsystem 22 kann Winkel- oder Positionssensoren 320 aufweisen. 12G ist ein Ablaufdiagramm einer bevorzugten Ausführungsform der erläuterten Erfindung 10.
  • 12H zeigt ein anderes Ausführungsbeispiel, bei dem die Prothese keine Fußgelenkprothese ist. Obwohl eine Handprothese dargestellt ist, versteht es sich, dass das Konzept der Erfindung 10 auch bei anderen Gelenken, Prothesen und Kombinationen hiervon Verwendung finden kann. Es sind eine Basis 322, ein Rahmen 324, ein Sensorstimulikontakt 326, Drähte 328, eine Handschale 330 als kosmetische Abdeckung, interne Handkomponenten 332, ein Handmotor 334, ein Handverbindungsteil 336, eine Stromquelle 338, ein Mikroprozessor 340, ein Winkel/Positionssensor 342 und ein Handverbindungsteil 344 gezeigt, die zusammenwirken. Die Stromquelle 338 kann separat oder in Verbindung mit der Stromquelle 130 Verwendung finden und kann beispielsweise als myoelektrische Batterie ausgebildet sein. Bei dem Mikroprozessor 340 kann es sich um einen Mikroprozessor 172 für ein unabhängiges Prozesssystem oder Kombinationen hiervon handeln.
  • Myoelektrisches Sensorsystem
  • Die Zeichnungen und insbesondere 12B zeigen eine bevorzugte Konstruktion der Erfindung 10, die des weiteren ein myoelektrisches Sensorsystem 400 aufweisen kann, bei dem ein Sensorfeedbacksystem in Form einer geschlossenen Schleife Verwendung findet. Myoelektrische Steuerungen und/oder ein myoelektrisches Sensorsystem 400 können zu einem Prothesensystem führen, bei dem eine sofortige Kommu nikation oder Signale vom Benutzer zur Prothese verwirklicht sind, um eine bessere Regelung, Steuerung oder Positionierung der Prothese zu erreichen. Es versteht sich, dass der menschliche Körper elektrische Signale durch muskuläre und andere Aktivitäten erzeugt.
  • Bei einer bevorzugten Konstruktion wird das Dämpfungssystem 18 vom myoelektrischen Sensorsystem 400 gesteuert. Es versteht sich, dass das myoelektrische Sensorsystem 400 nicht unbedingt eine Bewegung der Fußgelenkeinheit 16 verursachen muss, sondern es dem Benutzer gestatten kann, während seiner Stellung die Drehung einzustellen oder die Winkelprogression zu verlangsamen. Die Bewegung der Gelenkeinheit 16 kann noch über eine natürliche biomechanische Bewegung während der Ambulation erreicht werden. Das Dämpfungssystem 18 entsprechend dem Sensorsystem 22, beispielsweise auf Druckbasis, und das System 400 der myoelektrischen Sensoren können generell die Schnelligkeit der Drehung der Fußgelenkeinheit 16 begrenzen. Daher wird eine anatomische muskuläre Steuerung der Prothese der unteren Extremität, genauer gesagt der Fußgelenkprothese 16, erreicht.
  • Das myoelektrische Sensorsystem 400 kann auch bei anderen Gelenken als Fußgelenken oder anderen Gelenkprothesen, wie Knie-, Hüft-, Hand-, Ellbogen- und Schulterprothesen, Verwendung finden. Das myoelektrische Sensorsystem 400 und das Propriozeptionssystem 300 können beide in einer bevorzugten Ausführungsform vorhanden sein oder getrennt Anwendung finden. Es versteht sich, dass einige myoelektrische Systeme bei Prothesen der oberen Extremitäten und bei Kniesystemen bekannt sind.
  • Das myoelektrische Sensorsystem 400 kann Stimulatoren oder Steuerelemente 402 aufweisen, die am Restglied 404 eines Benutzers (d.h. an der prätibialen und gastrocnemischen Gruppe für transtibial Amputierte) angeordnet sein können, um das Dämpfungssystem 18 zu steuern und zu managen. Wenn beispielsweise der Benutzer seine gastrocnemische Muskelgruppe erregt, wie dies auf natürliche Weise während der Mittelstellung bis zum Zehabhebabschnitt des Gangzyklus zu Beginn der Mittelstellung der Fall ist, kann die Erfindung 10 den Widerstand im Dämpfungssystem 18 erhöhen und auf diese Weise einen größeren Widerstand in Bezug auf den Zehenabhebabschnitt des Gangzyklus zur Verfügung stellen. Der Benutzer kann dann auf aktive weise den Gelenkwinkel während der Ambulation wie bei einem richtigen Fuß steuern.
  • Bei einer bevorzugten Konstruktion kann die Muskelkraft und die Muskelfestigkeit im Restglied 404 und somit die Zirkulation verbessert werden. 70 % der Amputationen sind auf zirkulatorische Insuffizienzen zurückzuführen. Die Erfindung 10 kann daher Amputationen höheren Niveaus verhindern, wie dies oft bei Patienten mit ernsthaften zirkulatorischen Insuffizienzen der Fall ist.
  • Die Erfindung 10 kann daher auch eine bessere Steuerung durch den Benutzer ermöglichen, die Sicherheit, Symmetrie und das Vertrauen während der Bewegungsphase verbessern und ferner die Plantarflexion und Dorsalflexion steuern. Der Energieverbrauch des myoelektrischen Sensorsystems 400 und/oder Propriozeptionssystems 300 ist im Vergleich zur anderen durch die Erfindung 10 verbrauchten Energie minimal.
  • Funktionen/Gehbewegung
  • Wie in den Zeichnungen und insbesondere in den 13, 14, 14A und 14B gezeigt, können generell durch die Erfindung 10 oder speziell durch das Dämpfungssystem 18 die folgenden Änderungen erzielt werden, um die natürliche menschliche Bewegung während der Gehbewegung am besten nachzubilden.
  • Zehen abgehoben
  • Wenn, wie generell in 13 gezeigt, der Benutzer die Zehenabhebstellung 204 des Gangzyklus beendet, kann das Dorsalflexionsfedersystem 137 bewirken, dass die Erfindung 10 unmittelbar mit dem Eintreten in die Dorsalflexion beginnt, wie dies bei der normalen menschlichen Bewegung der Fall ist, um die Wahrscheinlichkeit eines Anstoßens des Zehenabschnittes 34 während der Schwenkphase des Ganges zu vermindern. Bei vollständiger Dorsalflexion bleibt der MR-Fluid-Widerstand des Dämpfungssystems 18 auf oder nahe Null bis zur Fersenauftreffposition 206, wenn das Fersensensorsystem 174 einen größeren Druck oder eine größere Last als Null detektiert. Der Dorsalflexionsgrad kann so programmiert sein, dass eine optimale Sicherheit und Symmetrie ermöglicht wird.
  • Der Federbelastungswiderstand des Dorsalflexionsfedersystems 137 kann durch Einstellen der Federantriebslänge, durch Wechseln auf eine leichtere oder schwerere Feder und/oder durch Erhöhen des Widerstandes des Dämpfungssystems 18 modifiziert oder verändert werden, um diese Eigenschaft für die Aktivitäten des Benutzers zu optimieren. wenn der Benutzer beispielsweise zu laufen beabsichtigt, können die Widerstandseigenschaften des Dorsalflexionsfedersystems 137 erhöht werden, um die Trägheitseffekte der Erfindung 10 während des Laufens zu überwinden.
  • Schwenkphase
  • Während der Schwenkphase kann die Erfindung 10 bis zur Fersenauftreffposition 206 in Dorsalflexion verbleiben, um die Extremität zu verkürzen.
  • Auftreffen der Ferse bis zum flachen Fuß
  • Die Dämpfung der Fersenauftreffposition 206 und die Plantarflexion der Erfindung 10 werden hauptsächlich über die echte Plantarflexion des Fußgelenkes und nicht über die Fersenkompression erzielt. Obwohl der Fersenabschnitt 26 geringfügig komprimiert werden kann, wird die Plantarflexion der Fußgelenkeinheit 16 auf konstante Weise überwacht, um flüssige, sanfte Überrolleigenschaften zu erzielen und für optimale Abdrückeigenschaften durch die Belastung des Kieles 12 zu sorgen. wenn der Belastungssensor des Fersenabschnittes 26, der Momentensensor 192 oder das Fersensen sorsystem 174 einen Kontakt detektieren, führt der Fuß eine Plantarflexion mit einer Winkel/Zeit-Winkelgeschwindigkeit unter Ausnutzung des Plantarflexorwiderstandes des MR-Fluids 94 durch. Wenn die Kraft des Kontaktes des Fersenabschnittes 26 ansteigt, steigt der Widerstand des MR-Fluids 94 an, um die Kraft der Plantarflexion zu begrenzen.
  • Dies simuliert generell die tibialis anterior-Wirkung der menschlichen Biomechanik in der Fersenauftreffposition 206. Wenn das Signal des Belastungssensors 194 des Zehenabschnittes 34 oder des Zehensensorsystems 176 in der Position 208 des flachen Fußes größer als Null ist oder nahe Null liegt, kann der Winkelsensor 190 oder das Sensorsystem 22 generell die Winkeländerung pro Zeit für den Aufpralldrucksensor des Fersenabschnittes 26 oder das Fersensensorsystem 174 vorhersagen. Wenn der Winkel/Zeit-Wert aufgrund des Aufpralldrucks des Fersenabschnittes 26 oder des Fersensensorsystems 174 zu langsam ist, nimmt der Widerstand des MR-Fluids 94 ab. Dies entspricht generell einer Verlangsamung der Gehgeschwindigkeit. wenn die Winkeländerung relativ zum vorhergehenden Schritt (beispielsweise beim Abwärtsgehen eines Hügels) ansteigt, hält die Dämpfung des MR-Fluids 94 die Plantarflexion aufrecht, bis der Wert des Belastungssensors des Zehenabschnittes 34 oder des Sensorsystems 176 größer als Null ist.
  • Die Erfindung 10 passt sich automatisch an die Umgebung an, um die richtige Stabilität, Sicherheit und Funktion aufrechtzuerhalten. Ein entsprechender Effekt tritt auf, wenn der Benutzer einen Schuh mit hohem Absatz trägt. In einer Fersenauftreffposition 206 wird bei vielen anderen Fußpro thesenkonstruktionen die Plantarflexionsbewegung durch Fersenkompression erreicht. Bei einer bevorzugten Konstruktion ermöglicht die Erfindung 10 eine geringfügige Kompression zur Absorption von Stößen und zum Erreichen eines sanften Ganges, jedoch tritt wie auf biomechanische Weise die Plantarflexionsbewegung durch eine Biegung der Fußgelenkeinheit 16 mit einer exzentrischen Kontraktion der tibialis anterior und nicht unbedingt vollständig durch eine Fersenkompression auf. Das Dämpfungssystem 18 ermöglicht eine gesteuerte Plantarflexion und eine Nachbildung der tibialis anterior-Bewegung, während die Kompression der Ferse oder des Fersenabschnittes 26 die natürliche Fettkissenkompression der Ferse für eine generelle Stoßdämpfung nachbilden kann.
  • Flachfußposition bis Mittelstellung
  • Bei einem erhöhten Druck des Fersensensors 174 während der Fersenauftreffposition 206 bis zur Flachfußposition 208 nimmt der Dorsalflexionswiderstand der MR-Fluiddämpfung von der Flachfußposition 208 bis zur Mittelstellungsposition 210 zu, um für eine erhöhte Plantarflexion während späterer Gangabschnitte zu sorgen und ein verbessertes Wegspringen von der Fersenabhebposition 212 bis zur Zehenabhebpositon 204 zu ermöglichen. Hierdurch kann die Aktion der gastrocnemischen Muskeln während des Gehens nachgebildet werden.
  • Mittelstellung bis zum Fersenabheben
  • Bei erhöhtem Sensordruck des Fersenabschnittes 26 oder einer entsprechenden Anzeige des Fersensensorsystems 174 während der Fersenauftreffposition 206 bis zur Flachfußposition 208 nimmt der Dorsalflexionswiderstand der MR-Fluiddämpfung zu, um für eine erhöhte Plantarflexion während des Ganges zu sorgen, bis der Belastungssensor des Zehenabschnittes 34 oder das Zehensensorsystem 176 während der Zehenabhebposition 204 Null anzeigt. Dies kann eine geringfügige Dorsalflexion bis zu einem bestimmten Winkel ermöglichen, um einen sanften Gang zu erzielen. Es bleibt jedoch eine gewisse Plantarflexion zum Wegdrücken aus der Fersenabhebposition 212 in die Zehenabhebposition 204 zurück. Während dieses Gangabschnittes kann das Dämpfungssystem 18 des MR-Fluids 94 ausgesperrt werden, um für die erforderliche Plantarflexion zum Wegdrücken zu sorgen. Der Winkel, bei dem das Dämpfungssystem 18 der Fußgelenkeinheit 16 ausgesperrt wird, variiert jedoch in Abhängigkeit vom Winkelsensor 190, Fersenbelastungssensor 192 während des Auftreffens der Ferse und der Ermittlung der Winkelgeschwindigkeit etc. Während dieses Gangabschnittes tritt die Erfindung 10 in eine gewisse Dorsalflexion ein, wobei jedoch die Dorsalflexion bei einer bevorzugten Ausführungsform durch die Belastung des Kieles 12 erhalten wird, was daher zu einem erhöhten Wegdrücken in der Zehenabhebposition 204 führt.
  • Abheben der Ferse bis zum Abheben der Zehen
  • Bei der natürlichen menschlichen Bewegung werden die Plantarflexormuskeln in diesem Stadium des Gangzyklus erregt, um den Fußgelenkwinkel aufrechtzuerhalten oder für eine geringe Plantarflexion zum Wegdrücken zu sorgen. Durch die Erfindung 10 wird die Plantarflexion bereits durch die Mittelstellungsphase des Ganges und durch das Aussperren des Dämpfungssystems 18 bei einem bevorzugten oder bestimmten Winkel erhalten. Sie ist jedoch durch die Belastung des Kieles 12 gespeichert worden und wird durch das Wegfedern aus der Fersenabhebposition 212 in die Zehenabhebposition 204 freigesetzt, so dass die gastrocnemisch induzierte Plantarflexion des Fußes simuliert wird. Nachdem der Belastungssensor 192 des Fersenabschnittes 26 einen Wert von Null erreicht und der Drucksensor des Zehenabschnittes 34 sich einem Wert von Null angenähert hat, sinkt der Widerstand des MR-Fluids 94 auf Null ab und ermöglicht, dass das Dorsalflexionsfedersystem 137 eine Dorsalflexion des Fußes während der Schwenkphase bewirkt.
  • Änderungen gegenüber der normalen Bewegungsfunktion
  • Eine gemeinsame Klage von vielen Benutzern von Fußprothesen betrifft das „Hervorstehen" ihrer Fußprothese beim Sitzen. Dieses unschöne Aussehen wird durch die Erfindung 10 eliminiert, indem die Prothese ihren gesamten Plantarflexionswiderstand verlieren kann, wenn der Benutzer sitzt, so dass der Fuß einen natürlichen Winkel einnehmen kann. Bei einer bevorzugten Konstruktion sollte das Dorsalflexionsfeder- System 137 gegenüber der Plantarflexion keinen zu großen Widerstand vorsehen, um die erforderliche Bewegung beim Sitzen nicht zu verhindern oder das Gangmuster negativ zu verändern. Während des Sitzens kann das Dämpfungssystem 18 eine Dorsalflexion verhindern, während sie eine freie Plantarflexion ermöglicht, um das kosmetische Aussehen zu verbessern. Das Sensorsystem 22 (Zeit, Winkel, Moment etc.) kann ermitteln, ob der Benutzer sitzt, und ermöglicht eine entsprechende Plantarflexion der Erfindung 10.
  • Es wird ferner vorgeschlagen, dass der Fersendruck, der durch das Fersensensorsystem 174 ermittelt wird und über eine vorgegebene Zeitdauer, wie wenige Sekunden, ohne Zehendruck, der vom Zehensensorsystem 176 angezeigt wird, auftritt, eine Plantarflexion zum Sitzen anzeigt oder ermöglicht, wobei wenig bis kein Widerstand erzeugt wird.
  • Ein negatives Biegemoment am Fersenabschnitt 26 kann der Mikroprozessoreinheit 172 signalisieren, dass sich der Benutzer gesetzt hat und freie Plantarflexionsmöglichkeiten zur Verfügung stehen. Eine bevorzugte Ausführungsform kann erreicht werden, indem der Fersenabschnitt 26 nach dem Sitzen und Zurückziehen in den Boden gepflanzt wird. Dieser Vorgang tritt jedoch beim normalen Gehen nicht auf und kann daher als gute Anzeige für einen Sitzvorgang dienen.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform aktualisiert die Erfindung 10 auf konstante Weise die Informationen des Sensorfeedbacksystems 22 zur Mikroprozessoreinheit 172, so dass der Benutzer die Absatzhöhen eines Schuhes verändern kann, ohne irgendwelche Einstellungen zu verändern. Wenn der Benutzer beispielsweise eine größere Absatzhöhe wählt, liest das Sensorsystem 22 noch die Momentenkräfte und geht davon aus, dass der Benutzer lediglich einen Hügel herabgeht, so dass sich der Gang nicht verändert. Das Dämpfungssystem 18 kann ferner so ausgebildet sein, dass es eine bestimmte Absatzhöhenanpassung ermöglicht. Es kann beispielsweise etwa 15° Dorsalflexion und etwa 45° Plantarflexion ermöglichen, um eine richtige natürliche menschliche Bewegung zu gestatten und Absatzhöhenveränderungen zu ermöglichen. Ferner können mehr oder weniger Drehungsgrade gewünscht sein, um einen geringeren oder größeren Bewegungsbereich zu erzielen und eine natürliche menschliche Bewegung zu erreichen. Es versteht sich, dass sich die natürliche menschliche Bewegung ändern oder generell durch solche Dinge, wie den Wunsch des Benutzers oder die Notwendigkeit des Tragens von Schuhen mit hohem Absatz, definiert werden kann.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform kann die Erfindung 10 spezielle Modi aufweisen, damit der Benutzer den Kiel 12 oder die Gelenkeinheit 16 bei einem vorgegebenen Winkel aussperren kann, wie beispielsweise zum Skifahren, oder die Eigenschaften für andere spezielle Aktivitäten verändern kann, bei denen nur eine begrenzte Bewegung erforderlich ist. Um dies zu verwirklichen, werden verschiedenartige Verfahren vorgeschlagen.
  • Stolpern oder Heraufgehen auf einen steilen Hügel
  • Wenn der wert des Zehenbelastungssensors 194 größer als Null ist, bevor der Wert des Fersenbelastungssensors 192 größer als Null ist, bleibt der Widerstand des MR-Fluids 94 bei Null oder nahe Null oder kann vollständig ausgesperrt werden, um die Gelenkeinheit 16 zu stabilisieren, wenn diese nicht bereits einer vollständigen Dorsalflexion unterzogen worden ist, um weiterhin eine vollständige Dorsalflexion über das Dorsalflexionsfedersystem 137 zu ermöglichen. Beim Hinaufgehen eines Hügels entspricht diese Bewegung noch der natürlichen menschlichen Bewegung und kann für den Benutzer durch Verringern der Hyperextension des Knies von Nutzen sein wie beim Stand der Technik.
  • Hinabgehen eines Hügels
  • Wenn der Winkelsensor 190 ermittelt, dass eine größere Winkelveränderung seit der Fersenauftreffposition 206 und der Flachfußposition 208 aufgetreten ist, wobei der Zehenbelastungssensor 194 einen größeren Wert als Null liefert, kann die Erfindung 10 einen geringfügig geringeren Dorsalflexionswiderstand von der Fersenabhebposition 212 bis zur Zehenabhebposition 204 liefern, so dass der Benutzer den Hügel mit einer richtigen natürlichen menschlichen Bewegung hinabgehen kann.
  • Treppensteigen
  • Es versteht sich, dass sich ein Fuß generell bereits in Dorsalflexion nach einem vorhergehenden Schritt befindet und in Dorsalflexion verbleibt, wenn Treppen erstiegen werden. Typischerweise kann die Erfindung 10 tatsächlich für kein aktives Wegdrücken während der Gangbewegung sorgen, sondern bei jedem Schritt den optimalen Kielwinkel liefern, um die Wegdrückeigenschaften während des Ganges zu verbessern. Die Erfindung 10 ermöglicht somit generell die größte Anterior-Abstützung und Energierückführung pro Gehgeschwindigkeit und Umgebung.
  • Beim Treppensteigen wird auf biomechanische Weise durch die gastrocnemische Muskelaktivität ein aktives Wegdrücken erreicht. Die Erfindung 10 kann im Umfang der Patentansprüche und der Beschreibung so modifiziert werden, dass eine generell schwerere Konstruktion mit einem erhöhten Energieverbrauch bei diesem Vorgang die natürliche Muskelaktivität simuliert. Es versteht sich, dass beim Treppensteigen der Fuß auf natürliche Weise für die erste Hälfte des Anstieges in Dorsalflexion tritt. Es kann auch eine separate Einstellung vorgesehen oder programmiert sein, bei der der Benutzer die Erfindung 10 in einen „Treppensteigmodus" bringen kann, um für eine geringfügige Plantarflexion oder, falls bevorzugt, eine geringere Dorsalflexion zu sorgen.
  • Treppenhinuntersteigen
  • Wenn die Belastung des Fersensensors 174 oder Auftreffsensors 192 größer als Null bei zwei Schritten oder Zeiten in einer Reihe ist und keine Belastung oder kein Auftreffen des Zehensensors 176 beobachtet wird, kann der Widerstand des MR-Fluids 94 beim Winkel der Flachfußposition 208 ansteigen, um eine vollständige Plantarflexion und einen Wegrutschschritt zu verhindern. Darüber hinaus kann wie bei den anderen vorstehend beschriebenen Bewegungsarten die Mikroprozessoreinheit 172 speziell für einen Benutzer kalibriert werden, nachdem ein Testlauf, eine Probe oder eine Basislinie der Benutzerbewegung auf optimale Weise erhalten worden ist. Dadurch, dass eine Plantarflexion des Fußes ermöglicht wird, kann mit der Erfindung 10 die Bewegung beim Treppenhinabsteigen verbessert werden.
  • Andere bevorzugte Ausführungsformen
  • Ferner kann die Erfindung 10 in Verbindung mit myoelektrischen Muskelkontakten auf dem Restglied 404 bei transtibial Amputierten verwendet werden und für eine größere Steuerung bei der Bewegung sorgen. Beispielsweise kann beim Auftreffen der Ferse eine tibialis anterior-Kontraktion Anwendung finden, um das Niveau des Dämpfungswiderstandes des MR-Fluids 94 zu ermitteln und eine zu große oder zu schnelle Plantarflexion zu verhindern oder zu reduzieren. Ferner kann eine erhöhte gastrocnemische Kontraktion während der Mittelstellung früher einen Dorsalflexionswiderstand initiieren, so dass der Kiel 12 in erhöhter Plantarflexion von der Mittelstellung bis zum Abheben der Zehen verbleiben kann und dadurch beim schnellen Gehen oder Laufen ein erhöhtes Wegdrücken genutzt werden kann.
  • Ferner kann die Erfindung 10 in Verbindung mit einer orthotischen Vorrichtung für einen Benutzer verwendet werden, der die Fähigkeit verloren hat, den natürlichen Fuß einer aktiven Plantarflexion und/oder Dorsalflexion zu unterziehen. Bei der Erfindung 10 können das Dämpfungssystem 18, das Sensorsystem 22, die Mikroprozessoreinheit 172 und/oder andere Elemente oder Kombinationen hiervon auf der medialen und/oder lateralen Seite einer orthotischen Stütze angeordnet sein und die Plantarflexion und Dorsalflexion in entsprechender Weise wie vorstehend beschrieben steuern. Des weiteren kann das Dämpfungssystem 18 prothetisch oder orthotisch eingesetzt werden, um andere Gelenke, wie Knie, Hüfte, Ellbogen u.ä., zu steuern und zu managen.
  • Darüber hinaus wird vorgeschlagen, eine Fußprothese mit einstellbarer Fersenhöhe und Energierückführung vorzusehen. Beispielsweise kann eine manuelle Verriegelung das Dämpfungssystem 18 durch Verwendung eines Permanentmagneten, der gegen das MR-Fluid 94 angeordnet ist, über einen Schalter steuern, um die Fersenhöhe einzustellen. Dies macht nicht unbedingt das Sensorfeedbacksystem 22 oder die Mikroprozessoreinheit 172 erforderlich, benutzt jedoch das Dämpfungssystem 18, um die Fußgelenkeinheit 16 bei einem vorgegebenen Winkel manuell zu verriegeln und hierdurch eine vom Benutzer einstellbare variierbare Fersenhöhe des Fußes zu ermöglichen. Des weiteren kann das Dämpfungssystem 18 so verändert werden, dass es sich nur um eine Fußgelenkeinheit ohne Kiel handelt, um an anderen Kielkonstruktionen oder Fußprothesen befestigt zu werden.
  • Der Umfang der nachfolgenden Patentansprüche deckt daher auch andere Ausführungsformen ab. In Bezug auf die Kombinationen, Operationen und Anordnungen der verschiedenen Teile und Elemente, die hier beschrieben wurden, können Änderungen durchgeführt werden, ohne vom Umfang der Erfindung, der in den Patentansprüchen wiedergegeben ist, abzuweichen.

Claims (14)

  1. Fußgelenkprothesensystem (16) für Benutzer mit einem Gehäuse (60) mit einem Innenraum (62), einer Mittelachse (64) im Innenraum und einer Befestigungseinrichtung (24) zum festen Verbinden des Gehäuses mit dem Benutzer; dadurch gekennzeichnet, dass es ferner umfasst: einen Innenzylinder (80), der im Innenraum des Gehäuses angeordnet ist und sich um die Mittelachse des Gehäuses dreht; einen Kiel (12), der am Innenzylinder befestigt ist; ein Sensorsystem (22), das im Innenraum des Gehäuses angeordnet ist und einen Winkelsensor zur Bestimmung des Drehbetrages des Innenzylinders relativ zum Gehäuse aufweist; ein Dämpfungssystem (18) in Kommunikation mit dem Sensorsystem, dem Innenzylinder und dem Gehäuse zum Steuern der Dämpfung der Drehung des Innenzylinders um die Mittelachse des Gehäuses, wobei das Dämpfungssystem umfasst: einen Mikroprozessor (172) zum Verarbeiten der Kommunikationssignale zwischen dem Sensorsystem, dem Innenzylinder und dem Gehäuse, wobei die Dämpfung der Drehung programmierbar einstellbar ist; ein magnetorheologisches Fluid (MR-Fluid) (94) in Verbindung mit dem Gehäuse, dem Innenzylinder und dem Mikroprozessor zum elektronischen Steuern der Dämpfung der Drehung; und eine Stromquelle (130) zum Betreiben des Mikroprozessors.
  2. Fußgelenkprothesensystem nach Anspruch 1, bei dem das Dämpfungssystem des weiteren eine Dorsiflexionsfeder (137) aufweist, die mit dem Gehäuse und dem Kiel verbunden ist.
  3. Fußgelenkprothesensystem nach Anspruch 1 oder 2, bei dem das Sensorsystem am Kiel befestigt ist.
  4. Fußgelenkprothesensystem nach Anspruch 1, 2 oder 3, bei dem das Sensorsystem des weiteren einen Fersenbelastungssensor (174) umfasst.
  5. Fußgelenkprothesensystem nach einem der vorangehenden Ansprüche, bei dem das Sensorsystem des weiteren einen Zehenbelastungssensor (176) aufweist.
  6. Fußgelenkprothesensystem nach einem der vorangehenden Ansprüche, bei dem der Mikroprozessor des weiteren eine mit der Verarbeitungseinheit integrierte Zeituhr (188) umfasst.
  7. Prothesensystem, das ein Feedback von einem Benutzer liefert, um ein Fußgelenkprothesensystem zu steuern, das ein Fußgelenkprothesensystem nach einem der vorangehenden Ansprüche umfasst, wobei die Befestigungseinrichtung an einem Benutzer befestigt ist, und das des weiteren aufweist: einen myoelektrischen Sensor (400), der am Benutzer befestigt ist und vom Benutzer erzeugte elektrische Signale empfangen und diese Signale übertragen kann; wobei der Mikroprozessor mit dem myoelektrischen Sensor und der Gelenkprothese in Verbindung steht und die vom Sensor übertragenen Signale empfangen und die Gelenkprothese regulieren kann.
  8. Prothesensystem nach Anspruch 7, bei dem der myoelektrische Sensor an einem Muskel des Benutzers befestigt ist.
  9. Prothesensystem nach Anspruch 7 oder 8, bei dem die vom Benutzer erzeugten Signale elektrische Signale sind.
  10. Fußgelenkprothesensystem nach einem der Ansprüche 1 bis 6, das einem Benutzer ein propriozeptionssensorisches Feedback zuführt, wobei die Befestigungseinrichtung am Benutzer befestigt ist und wobei das Sensorsystem Informationen über die Drehung des Innenzylinders relativ zum Gehäuse der Gelenkprothese übertragen kann; und der Mikroprozessor die Informationen vom Sensorsystem empfangen und ein entsprechendes Signal erzeugen kann; und einen sensorischen Stimuluskontakt (316) umfasst, der am Benutzer befestigt ist und das Signal empfangen sowie das propriozeptionssensorische Feedback für den Benutzer erzeugen kann.
  11. Fußgelenkprothesensystem nach Anspruch 10, das des weiteren mehr als einen Sensorstimuluskontakt aufweist.
  12. Fußgelenkprothesensystem nach Anspruch 10 oder 11, bei dem das propriozeptionssensorische Feedback selektiv einstellbar ist.
  13. Fußgelenkprothesensystem nach Anspruch 10, 11 oder 12, bei dem die Informationen über die Drehung des Innenzylinders relativ zum Gehäuse die Größe der Drehung umfassen.
  14. Fußgelenkprothesensystem nach einem der Ansprüche 10 bis 13, bei dem die Informationen über die Drehung die Größe des Widerstandes der Drehung umfassen.
DE60309685T 2002-04-12 2003-04-09 Elektronisch gesteuertes prothesensystem Expired - Lifetime DE60309685T2 (de)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US37197402P 2002-04-12 2002-04-12
US371974P 2002-04-12
PCT/US2003/010939 WO2003086245A2 (en) 2002-04-12 2003-04-09 Electronically controlled prosthetic system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE60309685D1 DE60309685D1 (de) 2006-12-28
DE60309685T2 true DE60309685T2 (de) 2007-09-20

Family

ID=33449549

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE60309685T Expired - Lifetime DE60309685T2 (de) 2002-04-12 2003-04-09 Elektronisch gesteuertes prothesensystem

Country Status (4)

Country Link
EP (1) EP1494626B1 (de)
AT (1) ATE345099T1 (de)
AU (1) AU2003224908A1 (de)
DE (1) DE60309685T2 (de)

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102008008281A1 (de) * 2008-02-07 2009-08-20 Otto Bock Healthcare Gmbh Passives orthopädisches Hilfsmittel in Form einer Fußprothese oder Fußorthese
DE102008008282A1 (de) * 2008-02-07 2009-08-20 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthopädisches Fußteil und Verfahren zur Steuerung eines künstlichen Fußes
DE102009030995A1 (de) * 2009-06-30 2011-01-05 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Aktive Prothesenvorrichtung mit Terrainerfassung und Verfahren zum Steuern einer aktiven Prothesenvorrichtung
DE102009052888A1 (de) * 2009-11-13 2011-05-19 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung eines künstlichen orthetischen oder prothetischen Gelenkes
DE102014010938A1 (de) * 2014-07-28 2016-01-28 Otto Bock Healthcare Gmbh Prothesenfuß, System aus Prothesenfuß und einem Schuh sowie Verfahren zum Anpassen der Absatzhöhe eines Prothesenfußes
DE102017103809A1 (de) 2017-02-24 2018-08-30 Inventus Engineering Gmbh Protheseneinrichtung mit einem Drehdämpfer
WO2021028244A1 (de) * 2019-08-09 2021-02-18 Ottobock Se & Co. Kgaa Verfahren zum steuern eines prothesenfusses

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8758273B2 (en) 2010-07-09 2014-06-24 The University Of Utah Research Foundation Systems, devices, and methods for monitoring an under foot load profile of a patient during a period of partial weight bearing
US10595748B2 (en) 2010-07-09 2020-03-24 The University Of Utah Research Foundation Systems, devices, and methods for providing foot loading feedback to patients and physicians during a period of partial weight bearing
US8758272B2 (en) 2010-07-09 2014-06-24 University Of Utah Research Foundation Systems, devices, and methods for monitoring an under foot load profile of a tibial fracture patient during a period of partial weight bearing
US20230126674A1 (en) * 2021-10-21 2023-04-27 Department Of Veterans Affairs Prosthetic Foot/Ankle System with Automatic Alignment

Cited By (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102008008282A1 (de) * 2008-02-07 2009-08-20 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthopädisches Fußteil und Verfahren zur Steuerung eines künstlichen Fußes
US8298294B2 (en) 2008-02-07 2012-10-30 Otto Bock Healthcare Gmbh Method for controlling an orthopedic foot
DE102008008282B4 (de) * 2008-02-07 2014-04-03 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthopädisches Fußteil und Verfahren zur Steuerung eines künstlichen Fußes
US8728171B2 (en) 2008-02-07 2014-05-20 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthopedic foot part
US8828095B2 (en) 2008-02-07 2014-09-09 Otto Bock Healthcare Gmbh Passive orthopedic aid in the form of a foot prosthesis or foot orthosis
DE102008008281A1 (de) * 2008-02-07 2009-08-20 Otto Bock Healthcare Gmbh Passives orthopädisches Hilfsmittel in Form einer Fußprothese oder Fußorthese
US9579221B2 (en) 2008-02-07 2017-02-28 Otto Bock Healthcare Gmbh Passive orthopedic aid in the form of a foot prosthesis or foot orthosis
DE102009030995A1 (de) * 2009-06-30 2011-01-05 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Aktive Prothesenvorrichtung mit Terrainerfassung und Verfahren zum Steuern einer aktiven Prothesenvorrichtung
US9572690B2 (en) 2009-11-13 2017-02-21 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Method and device for controlling an artificial orthotic or prosthetic joint
DE102009052888A1 (de) * 2009-11-13 2011-05-19 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung eines künstlichen orthetischen oder prothetischen Gelenkes
US8876912B2 (en) 2009-11-13 2014-11-04 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Method and device for controlling an artificial orthotic or prosthetic joint
EP2498724B1 (de) * 2009-11-13 2014-11-05 Otto Bock Healthcare Products GmbH Verfahren und vorrichtung zur steuerung eines künstlichen orthetischen oder prothetischen gelenkes
DE102014010938A1 (de) * 2014-07-28 2016-01-28 Otto Bock Healthcare Gmbh Prothesenfuß, System aus Prothesenfuß und einem Schuh sowie Verfahren zum Anpassen der Absatzhöhe eines Prothesenfußes
WO2016016147A1 (de) * 2014-07-28 2016-02-04 Otto Bock Healthcare Gmbh PROTHESENFUß, SYSTEM AUS PROTHESENFUß UND EINEM SCHUH SOWIE VERFAHREN ZUM ANPASSEN DER ABSATZHÖHE EINES PROTHESENFUßES
EP3174505B1 (de) * 2014-07-28 2018-09-12 Otto Bock HealthCare GmbH Prothesenfuss, system aus prothesenfuss und einem schuh sowie verfahren zum anpassen der absatzhöhe eines prothesenfusses
US10588760B2 (en) 2014-07-28 2020-03-17 Ottobock Se & Co. Kgaa Prosthetic foot, system of a prosthetic foot and a shoe, and method for adapting the heel height of a prosthetic foot
DE102014010938B4 (de) 2014-07-28 2023-01-12 Ottobock Se & Co. Kgaa Prothesenfuß, System aus Prothesenfuß und einem Schuh sowie Verfahren zum Anpassen der Absatzhöhe eines Prothesenfußes
US11633295B2 (en) 2014-07-28 2023-04-25 Ottobock Se & Co. Kgaa Method for adapting the heel height of a prosthetic foot
DE102017103809A1 (de) 2017-02-24 2018-08-30 Inventus Engineering Gmbh Protheseneinrichtung mit einem Drehdämpfer
US11439521B2 (en) 2017-02-24 2022-09-13 Inventus Engineering Gmbh Prosthesis device with a rotary damper
WO2021028244A1 (de) * 2019-08-09 2021-02-18 Ottobock Se & Co. Kgaa Verfahren zum steuern eines prothesenfusses

Also Published As

Publication number Publication date
AU2003224908A1 (en) 2003-10-27
DE60309685D1 (de) 2006-12-28
ATE345099T1 (de) 2006-12-15
EP1494626A2 (de) 2005-01-12
EP1494626B1 (de) 2006-11-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7393364B2 (en) Electronically controlled prosthetic system
US20200237530A1 (en) Electronically controlled prosthetic system
DE69333459T2 (de) Protheseneinlage und Verfahren zum Herstellen einer Einlage und eines Prothesenschaftes
DE60131377T2 (de) Geschwindigkeitsangepasste und patientenangepasste knieprothese
US20110093089A1 (en) Electronically controlled prosthetic system
EP2087858B1 (de) Passives orthopädisches Hilfsmittel in Form einer Fussprothese oder Fussorthese
DE102004037877B4 (de) Fußprothese
US20150257902A1 (en) Electronically controlled prosthetic system
DE102014010938B4 (de) Prothesenfuß, System aus Prothesenfuß und einem Schuh sowie Verfahren zum Anpassen der Absatzhöhe eines Prothesenfußes
EP2922506B1 (de) Modulares orthesensystem und kit zu dessen anpassung
DE60309685T2 (de) Elektronisch gesteuertes prothesensystem
DE1491154A1 (de) Prothese
EP1962736B1 (de) Modulare fussprothese
DE60030878T2 (de) Knieprothese
DE102007036021A1 (de) Prothetischer Fuß mit variabler medialer/lateraler Steifigkeit
DE112009001682T5 (de) Knöchelprothese
DE102007005648A1 (de) Vorrichtung und Verfahren zur Herstellung eines orthopädischen Hilfsmittels sowie entsprechendes Hilfsmittel
WO2019025838A1 (de) Beinprothesen-sensor-stimulatoren-anordnung
DE102010004176A1 (de) Orthesensystem für Arme und/oder Beine
DE102020004338B4 (de) Verfahren zur Steuerung einer Prothese oder Orthese
DE202017007073U1 (de) Beinprothesen-Sensor-Stimulatoren-Anordnung
Gramala et al. Application of construction solutions of biped walking robots in designing a prosthetic foot
DE102021006127A1 (de) Orthopädietechnische Elnrichtung und Verfahren zu deren Steuerung
Lenzi et al. User-adaptive control of robotic lower limb prostheses
WO2023111003A1 (de) Verfahren zur steuerung eines prothetischen und/oder orthetischen systems und ein solches system

Legal Events

Date Code Title Description
8364 No opposition during term of opposition
8328 Change in the person/name/address of the agent

Representative=s name: HEYER, V., DIPL.-PHYS. DR.RER.NAT., PAT.-ANW., 806