DE69411552T2

DE69411552T2 - Mit niedrigem fussknöchelgelenkentwurf versehene prothetische vorrichtung

Info

Publication number: DE69411552T2
Application number: DE69411552T
Authority: DE
Inventors: Van Lehn Rancho Santa Fe Calif. Phillips
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1993-03-31
Filing date: 1994-02-15
Publication date: 1999-01-07
Anticipated expiration: 2014-02-16
Also published as: US6254643B1; JPH08508420A; FI114851B; KR0176289B1; EP0691833B1; ES2120612T3; FI954588A0; WO1994022398A1; BR9405955A; JP3015920B2; FI954588A; DE69411552D1; KR960700666A; ATE168001T1; US5824112A; TW267940B; DK0691833T3; AU682856B2; CA2158015A1; EP0691833A1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Fußprothese, und insbesondere Prothesenvorrichtungen, welche ein festes Schienbeinteil und einen Fußgelenkabschnitt mit kleinem oder engem Radius enthalten.
In den letzten Jahren sind viele Typen von Prothesenvorrichtungen entwickelt worden. In der ersten Jahren wurde Wert auf die Konstruktion eines künstlichen Gliedes gelegt, das wie ein menschliches Glied aussah und sich fast so bewegte. Beispielsweise wurden viele Prothesenvorrichtungen mit einem Unterschenkelelement und einem Fußelement mit einer gewissen Form eines Scharnierelementes dazwischen in der Nähe des Fußgelenkbereichs hergestellt, um eine Drehung des Fußelementes um den Fußgelenkbereich zu ermöglichen. Es wurden kunstvoll ausgeführte Prothesenvorrichtungen eingeführt, wovon jede versuchte, die natürliche Bewegung des menschlichen Unterschenkels, Fußgelenks und Fußes zu simulieren. Obwohl jeder dieser Versuche darauf angelegt war, dem künstlichen Glied ein gewisses Maß an Normalität zu verleihen, fehlte ihnen die für nicht-sitzende Aktivitäten erforderliche federnde Energiereaktion.
Es wurden verschiedene Verbesserungen an den Prothesenvorrichtung vorgenommen, um dem Amputierten eine Steigerung seines oder ihres Aktivitätsniveaus zu ermöglichen. Das Aufkommen neuer Materialien, wie z. B. Graphitverbundmaterialien, welche leicht, fest, dauerbeständig und relativ flexibel sind, hat zu einer weiteren Verbesserung des Verhaltens von Prothesenvorrichtungen geführt. Ferner wurde im Gegensatz zu der früheren Meinung eine bessere Nachgiebigkeit und Energiereaktion dadurch erzielt, indem die Struktur der Prothesenvorrichtung vereinfacht wurde, statt sie komplexer zu machen. Prothesenvorrichtungen, welche einfache gekrümmte, flache federartige Elemente enthalten, wurden entwickelt, welche es nun Amputierten ermöglichen, an anstrengenden Aktivitäten, wie z. B. Tennis, Basketball und Jogging teilzunehmen.
Eine derartige Fußprothese ist in GB-A-2 253 148 offenbart. Ein Fußteil weist mehrere von krummlinigen Abschnitten auf, die sich von einem für einen Befestigung an einer Stütze ausgelegten oberen Abschnitt nach unten erstrecken. Die krummlinigen Abschnitte des Fußteils weisen einem Fußgelenkabschnitt auf, und erstrecken sich davon zu einem Zeichenabschnitt. Ein Fersenabschnitt ist damit verbunden und erstreckt sich von dem Fußgelenkabschnitt nach hinten. Ein weitere Fuß- und Unterschenkel-Prothesenvorrichtung, welche ein hohes Maß an Mobilität seitens des Amputierten erlaubt, wurde in dem Patent US-A-4,457,913 mit dem Titel "COMPOSITE PROSTHETIC FOOT AND LEG" des Anmelders offenbart. Dieses Patent offenbart eine Fuß- und Unterschenkel-Prothesenvorrichtung, welche eine harzimprägnierte hochfeste Faserstruktur für das Unterschenkelteil, das Fußteil und das Fersenteil anwendet, wobei alle drei Bereiche mit einer erheblichen elastischen Flexibilität mit relativ niedrigen Energieabsorptionseigenschaften ausgestattet sind, um so dem Träger eine hohe Mobilität mit einem relativ natürlichen Gefühl zu geben. Im Gegensatz zu früheren Prothesenvorrichtungen, welche einen drehbaren oder gelenkartigen Fußgelenkmechanismus enthielten, weist diese Prothesenvorrichtung keine anderen beweglichen Teile als die inhärente Flexibilität und die Energiereaktionseigenschaften des Materials selbst auf.
Diese Prothesenvorrichtung weist ebenfalls ein besonders elastisches Unterschenkelteil auf, wobei die Flexibilität des Unterschenkelteils zusätzlich zu der Flexibilität des Fersen- und Fußteils vorhanden ist. Obwohl diese Flexibilität eine zusätzliche Energiespeicherung und Abgabe ermöglicht, und der Prothese eine gesteigerte Elastizität und Energiereaktion verleiht, macht diese zusätzliche Flexibilität in dem Unterschenkel die Prothese anders als das Schienbein und das Wadenbein des menschlichen Glieds, welche nicht flexibel und elastisch sind, etwas zu federnd.
In dem Patent US-A-4,822,363 versuchte der Anmelder dem Schienbeinteil eine gewisse Steifigkeit zu geben, so daß die Biegung unterhalb des oberen Unterschenkelteils stattfindet. Wie bei der Prothesenvorrichtung des vorstehend erwähnten Patentes wurde jedoch die Flexibilität und Elastizität in den gesamten unteren Unterschenkelbereich einschließlich des Schienbein-, Fuß- und Fersenteils bis zu einer Höhe einschließlich des Bodens der Prothesenvorrichtung von 25,4 cm (10,0 in.) eingebaut. Man dachte, daß die Prothese einen wertvollen Teil ihrer Kapazität zum Speichern und Abgeben von Energie verlieren würde, wenn die Flexibilität in dem unteren Unterschenkelbereich in einem größeren Umfang eliminiert wird. Mit wenigstens 25,4 cm (10,0 in.) Freiraum zwischen der unteren Ende des steifen Schienbeinteils und dem Boden war die Krümmung der flexiblen Schienbein- und Fußgelenkbereiche sanft und kontinuierlich, und die Elastizitäts- und Energiereaktionseigenschaften dieser herkömmlichen Vorrichtung war ohne Anschläge und Stöße während des Gebrauchs ausgezeichnet. Ferner konnte die sanfte Krümmung des Schienbein- und Fußgelenkbereichs von einem Gesichtspunkt des Aufbaus her so angepaßt werden, daß sie einen erheblichen Radius aufweist, und somit jede Beanspruchungskonzentration in der Prothese vermieden werden. Durch die allmähliche Krümmung eines relativ großen Radius (in einigen Fällen war die Krümmung komplex und keine einfache Krümmung) sorgte der Platz unterhalb des Krümmungselementes für eine relativ lange Ferse, die eine gute Elastizität und Flexibilität zeigen konnte.
Trotzdem war die Energiereaktion solcher früherer vorliegende Vorrichtungen für einige Patienten oft zu groß, da sie über deren spezifischen Bedürfnisse hinausging. Bei bestimmten älteren oder jüngeren Patienten war die Federeigenschaft solcher früherer Vorrichtungen unter Verringerung des Stabilität teilweise nur schwierig zu manipulieren oder einzustellen. Somit bleibt ein Bedarf nach einer Fußprothese bestehen, welche gute Verhaltensmöglichkeiten in einem weiten Bereich körperlicher Aktivitäten zeigt, welche aber gleichzeitig eine verbesserte Zuverlässigkeit, Sicherheit und Kontrolle für den Träger bereitstellt.
Erfindungsgemäß wird eine Fußprothese gemäß Definition in Anspruch 1 bereitgestellt.
Die vorliegende Erfindung stellt eine wesentliche Verbesserung gegenüber den herkömmlichen Prothesenvorrichtungen dahingehend dar, daß die hohen Energiereaktionseigenschaften in Verbindung mit einem relativ steifen Unterschenkel- oder Schienbeinteil, einer niedrigeren Biegeachse und einem engerem Fußgelenkbereich genutzt werden, welche zusammen ähnlicher wie der Fußgelenkbereich eines natürlichen menschlichen Gliedes funktionieren. Anders als die früheren Prothesenvorrichtungen, welche sich über eine relativ lange Unterschenkelstrecke verformen, stellt die vorliegende Erfindung eine Prothesenvorrichtung bereit, die einen Fußgelenkabschnitt mit einem relativ engem Krümmungsradius aufweist, welcher die Biegung in dem Fußgelenkbereich konzentriert, um die Biegung des menschlichen Fußgelenks anzunähern. Der kleinere Krümmungsradius trägt auch zur Absenkung des Biegepunktes, d. h., der Biegeachse der Prothesenvorrichtung bei, so daß diese besser mit der Lage des menschlichen Fußgelenkbereichs übereinstimmt.
Eine niedrigere Biegeachse ist ein wichtiger Vorteil in der vorliegenden Erfindung aufgrund des Trends der letzten Jahre hinsichtlich der Art wie Amputationen durchgeführt werden. Die Ärzteschaft erkennt nun den Vorteil der Ausführung von Amputationen näher am Boden, was einen wesentlichen längeren Stumpf für den Amputierten bewahrt als unter den früheren Umständen. Dieser längere Stumpf stellt wiederum einen längeren Hebelarm zur Nutzung in Verbindung mit der Prothese zur Verfügung, und erlaubt dadurch die Ausübung einer größeren Kraft auf die Prothese. Dieses bedeutet, daß die Prothese, wenn sie einwandfrei konstruiert ist, einen extrem hohen Prozentsatz an Energie an den Träger zurückgeben kann, so daß sie ein ausgezeichnetes Verhalten aufweist; wobei aber gleichzeitig die Verhaltenseigenschaft der Prothese in einer Struktur erzielt werden muß, welcher ein geringerer Abstand vom Boden bis zu dem Stumpf zur Verfügung steht. Somit ist mit tiefer liegenden Amputationen ein besseres Verhalten möglich, wobei aber eine größeres Bruchrisiko aufgrund von Beanspruchungskonzentrationen besteht.
Die Fußprothese der vorliegenden Erfindung nutzt diese Tendenz, befaßt sich aber gleichzeitig angemessen mit den Problemen der Festigkeit und des Verhaltens. Somit kann die vorliegende Prothese von einer wesentlich größeren Mannigfaltigkeit von Amputierten einschließlich solchen mit tiefer liegenden Amputationen genutzt werden. Gleichzeitig werden Stabilität und Kontrolle erhalten.
Anders als herkömmliche Vorrichtungen, welche ein flexibles Unterschenkelteil und einen ziemlich großen Krümmungsradius des Fußgelenkabschnittes offenbaren, was zu einer sehr hohen Energierückführungsrate führt, dient die vorliegende Erfindung dazu die Biegung zu verlegen und einzuschränken. Mit anderen Worten: Bei früheren Vorrichtungen waren Flexibilität und Energierückführung in den oberen Unterschenkelbereichen der Prothese verfügbar. In der vorliegenden Erfindung wurde ein Teil dieser früher verfügbaren Flexibilität zu einem neu konstruierten Fußgelenk verschoben, in welchem die Flexibilität isoliert oder konzentriert ist. Obwohl das Gesamtverhalten dadurch etwas beeinträchtigt wird, werden eine größere Stabilität und Kontrolle der Prothese mit immer noch ausgezeichneten Verhaltenseigenschaften erzielt. Dieses Verhalten wird auch durch die Auslegung der zusammenwirkenden Fersen- und Zehenabschnitte erzielt, welche optimale flexible Hebelarme aufweisen, wie es später noch detaillierter beschrieben wird. Somit wirken die Flexibilität des vorliegenden Fersenabschnittes beim Fersenaufsetzen und die des vorliegenden Zehenabschnittes beim Zehenabdrücken mit der im Fußgelenkbereich konzentrierten Biegung zusammen, um eine Prothesenvorrichtung mit hoher Leistungsfähigkeit bereitzustellen.
Zusätzlich bewirkten bei früheren Vorrichtungen, ein flexibles Unterschenkelteil und ein relativ großer Krümmungsradius des Fußgelenkabschnittes eine erhebliche Verschiebung der Prothese in Vorwärts- und Rückwärtsrichtung bei einer Auslenkung und erlaubten eine Verdrehung in der Torsionsrichtung, was die Prothesenvorrichtung schwerer kontrollierbar machte. Nicht nur, daß Amputierte diesen Unterschied ausgleichen mußten, hatten auch einige Amputierte wie z. B. ältere Menschen oder Kinder, denen es an ausreichender Kraft fehlt, nicht die Fähigkeit diese Anpassung durchzuführen. Die vorliegende Erfindung befaßt sich mit diesem Problem, indem sie einen flexiblen Fußgelenkabschnitt mit einem relativ kleinen Krümmungsradius bereitstellt, wodurch eine horizontale Auslenkung minimiert wird. Diese Auslegung ermöglicht es, daß die vorliegende Erfindung gute Qualitäten hinsichtlich Stabilität und Kontrolle zeigt.
Die Konfiguration der vorliegenden Erfindung verbessert auch die Stabilität und Kontrolle durch die Schaffung eines lebensechteren Gefühls. Wenn eine im wesentlichen steife Stütze verwendet wird und die zuvor aus dem oberen Unterschenkelbereich verfügbare Biegung primär in dem Fußgelenkbereich konzentriert wird, wird die dem flexiblen Unterschenkel- und Schienbein zugeordnete Federwirkung eliminiert. Somit biegt sich die vorliegende Prothese in dem Fußgelenkbereich in einer Weise, die mehr der Bewegung des natürlichen menschlichen Glieds gleicht, und dadurch dem Träger eine bessere Kontrolle und ein besseres "Gefühl" gibt.
Insbesondere kann ein im wesentlichen steifes rohrförmiges Stützelement, das sich von dem Stumpf des Amputierten nach unten erstreckt bei der Fußprothese verwendet werden. Da das Stützelement im wesentlichen steif ist, verhält es sich nahezu wie das Schienbein und Wadenbein des menschlichen Unterschenkels. Das steife Stützelement kann rohrförmig und hohl sein, um weniger Gewicht beizutragen, und gleichzeitig Steifigkeit gegenüber Biegung bereitstellen. An dem unteren Ende des steifen Stützelementes ist ein flexibler Fußgelenkabschnitt angeordnet, welcher eine einfach gekrümmte, flache, federartige Oberfläche aufweist, welche einer Blattfeder ähnelt. Der Fußgelenkabschnitt erstreckt sich von einem ver tikal ausgerichteten oberen Abschnitt nach unten und nach vorne zu einem horizontal ausgerichteten unteren Zehenabschnitt. Die Krümmung entlang des Fußgelenkabschnittes ist ein einfacher Bogen.
Die Querschnittsform des Fußgelenkabschnittes ist bevorzugt rechteckig, obwohl die Kanten nicht notwendigerweise geradlinig sein müssen. In der bevorzugten Ausführungsform ist die Breite des Querschnittes des Fußgelenkabschnittes wesentlich größer als dessen Dicke. Um eine Flexibilität entlang einer vertikalen Ebene in Vorwärts- und Rückwärtsrichtung zu ermöglichen, ist das Trägheitsmoment des Fußgelenkabschnittes um eine horizontale Achse senkrecht zu der Vorwärts- und Rückwärtsrichtung relativ klein. Um die Biegung in den anderen Richtungen einzuschränken, weist der Fußgelenkabschnitt um eine im allgemeinen zur Vorwärts- und Rückwärtsrichtung ausgerichtete Achse ein hohes Trägheitsmoment auf.
Ein weiterer bedeutender Vorteil der Erfindung besteht darin, daß sie dem Träger eine Einstellmöglichkeit hinsichtlich der Energierückführungseigenschaft des Fußgelenks bietet. Da das Fußgelenk abnehmbar an dem distalen Ende des steifen Stützelementes befestigt ist, kann es gegen Fußgelenkabschnitte ähnlicher Auslegung aber unterschiedlicher Biegeeigenschaft ausgetauscht werden, wodurch es dem Träger ermöglicht wird, das optimale Verhalten mit einer breiten Vielzahl anstrengender oder weniger anstrengender körperlicher Betätigung zu erzielen. Ebenso ist der Fersenabschnitt abnehmbar an der Unterseite des Fußgelenkabschnittes befestigt, um eine Anpaßbarkeit in Verbindung mit der Federrate dieses Elementes zu ermöglichen.
Das im wesentlichen steife Stützelement zur Verwendung bei der vorliegenden Erfindung ist ebenfalls austauschbar und kann auf verschiedene Längen zugeschnitten und angepaßt werden. Dieses erlaubt in vorteilhafter Weise eine Entfernung und Einstellung des Stützelementes zur Anpassung an eine spezifische Größe eines Amputierten oder kann die Anpassung an einen heranwachsenden Amputierten ermöglichen. Dieses ermög licht eine Herstellung der vorliegenden Fußprothese in Standardgrößen, da sie ein Zuschneiden und Anpassen der Stützelemente an die spezifischen Bedürfnisse eines Amputierten ermöglicht. Die Erfindung des Anmelders ermöglicht es dem Prothetiker einen standardmäßige, rohrförmige oder andere relativ steife Stütze auf eine geeignete Länge zuzuschneiden und damit das Risiko zu eliminieren, daß die teuerere Prothese mit einem integrierten Unterschenkelabschnitt versehentlich zu kurz geschnitten wird. Dieses reduziert auch die zur Herstellung der Prothese erforderliche Materialmenge und erübrigt den Abfall in Verbindung mit dem Zuschnitt der Überlänge des Unterschenkelabschnittes, macht die Prothese leichter und senkt erheblich die Kosten.
Zusammengefaßt liefert die vorliegende Fußprothese gute Verhaltenseigenschaften bei gleichzeitiger Verbesserung der Stabilität und der Kontrolle für den Träger. Zusätzlich kann die Prothese aufgrund ihrer einfachen Konstruktion im Vergleich zu früheren Prothesen preiswert gefertigt werden.
Fig. 1 ist eine perspektivische Ansicht, welche die Prothesenvorrichtung einer Ausführungsform mit einer damit verbundenen Stütze darstellt;
Fig. 2 ist eine Prothesenvorrichtung ähnlich der von Fig. 1 ohne einen Stütze;
Fig. 3 ist eine Seitenaufrißansicht der Prothesenvorrichtung von Fig. 1;
Fig. 4 ist eine Draufsicht auf die Prothesenvorrichtung von Fig. 1;
Fig. 5 ist eine Vorderseitenaufrißansicht der Prothesenvorrichtung von Fig. 1 mit einem in dem mittleren Fußgelenkabschnitt entfernten Teil;
Fig. 6 ist eine schematische Darstellung, welche die Biegung und Bewegung einer herkömmlichen Prothesenvorrichtung darstellt;
Fig. 7 ist eine schematische Darstellung, welche die Biegung und Bewegung der Prothesenvorrichtung der vorliegenden Ausführungsform darstellt;
Fig. 8a ist eine schematische Zeichnung, die eine idealisierte Darstellung eines Prothesenfußgelenks mit einer aufwärts an den Zehenbereich aufgebrachten Belastung zeigt;
Fig. 8b ist eine schematische Zeichnung des krummlinigen Abschnittes des Fußgelenks, welche die aufgebrachten Kräfte und Momente darstellt;
Fig. 8c ist eine schematische Zeichnung des Fußgelenkabschnittes, welche die sich ergebende horizontale Auslenkung Δx darstellt;
Fig. 9a ist ein Diagramm, das die horizontalen und vertikalen Auslenkungen der vorliegenden Ausführungsform und einer herkömmlichen Vorrichtung darstellt; und
Fig. 9b ist eine schematische Zeichnung, welche den Aufbau des in Fig. 9a dargestellten Tests darstellt.
Die vorliegende Fußprothese wird mit einem relativ steifen Unterschenkel- oder Schienbeinteil verwendet. Mit dem Fußgelenkabschnitt mit einem kleinen Radius dient dieses dazu den Punkt der Biegung weiter einzugrenzen, um die Dorsalflexion und die Plantarflexion des natürlichen menschlichen Fußes am Fußgelenk besser zu simulieren. Es sei angemerkt, daß dann, wenn der Begriff "Radius" oder "Krümmungsradius" hierin verwendet wird, dieser nicht auf einen einfachen Bogen oder eine Kurve eingeschränkt sein soll, sondern auch komplexe Kurven mit umfassen kann. Diese Begriffe werden zur Erleichterung der Beschreibung angewendet; wobei jedoch ein Fachmann auf diesem Gebiet verstehen wird, daß auch nicht-einfache Kurven in gleicher Weise ausführbar sind.
Insbesondere dann, wenn ein relatives steifes Schienbeinteil in Verbindung mit einem flexiblen Fußgelenkabschnitt mit engem Radius oder enger Krümmung verwendet wird, wird der Biegepunkt der Prothesenvorrichtung abgesenkt. Diese Kombination isoliert auch den Biegepunkt, so daß die Biegeachse nä her in einer Linie mit der Mittellinie der Belastung auf die Prothesenvorrichtung liegt.

Konstruktion der Prothese

Wie man aus Fig. 1 ersehen kann, erstreckt sich ein Stützelement 22, welches an den (nicht dargestellten) Stumpf des Amputierten befestigt werden kann, davon relativ und im allgemeinen in vertikaler Richtung nach unten. Das Stützelement 22 für die Anwendung bei der Fußprothese weist eine rohrförmige Konstruktion mit einem gleichen Trägheitsmoment in allen Richtungen auf, um eine Biegung in allen Richtungen einzuschränken. Das rohrförmige Element 22 ist ferner hohl, so daß es relativ leichtgewichtig ist und weniger Material benutzt, was die Herstellungskosten senkt, und besitzt ferner bevorzugt die Abmessungen von rohrförmigen Standardstützen.
Weitere Konfigurationen, welche Steifigkeit verleihen, wie z. B. geradlinige Querschnitte, können ebenfalls verwendet werden, um die hierin diskutierten Vorteile zu erzielen. Die Steifigkeit in dem Stützelement 22 kann auch durch ein steiferes und dichteres Material bereitgestellt werden.
Das rohrförmige Stützelement 22 kann auch aus der Prothesenvorrichtung entfernt werden, so daß das Stützelement ersetzt werden kann, ohne die Fußprothese zu ersetzten. Dieses ermöglicht einen breiteren Einsatzbereich.
Beispielsweise kann das Stützelement 22 für die Verwendung durch Amputierte mit verschiedenen Stumpflängen, einschließlich heranwachsender Amputierter zugeschnitten und angepaßt werden. Der Prothetiker muß lediglich eine rohrförmige Standardstütze auf die geeignete Länge zuschneiden. Somit werden weniger Materialien gebraucht, was zu verringerten Herstellungskosten führt.
Gemäß Darstellung in Fig. 1 ist ein Fußteil 24 an dem Stützelement 22 so befestigt, daß sich das Fußteil davon nach unten erstreckt. In der bevorzugten Ausführungsform besteht das Fußteil 24 aus einem langgestreckten Element mit einer relativ flachen gekrümmten Oberfläche und einem geradlinigen Querschnitt, das aus einem in hohem Maße flexiblen und haltbaren Material hergestellt ist. Das Fußteil 24 kann auch nicht-geradlinigen Querschnitten hergestellt werden, um die dieselben hierin diskutierten Vorteile zu erzielen. Wie aus Fig. 1 zu ersehen ist, erstreckt sich das Fußteil 24 in der bevorzugten Ausführungsform im allgemeinen vertikal von dem Stützelement 22 nach unten, wobei es sich um einen Fußgelenkbereich 26 biegt und zu einem Zehenabschnitt 28 erstreckt. In der bevorzugten Ausführungsform ist die Dicke des Fußteils 24 nur ein Bruchteil von dessen Breite, wodurch das Trägheitsmoment um eine horizontale Achse senkrecht zu der Vorwärts- und Rückwärtsrichtung wesentlich kleiner als das Trägheitsmoment um eine horizontale Achse im allgemeinen in der Vorwärts- und Rückwärtsrichtung ist. Diese Konfiguration erlaubt eine Biegung in einer vertikalen Ebene in der Vorwärts- und Rückwärtsrichtung, während sie eine Biegung in anderen Ebenen einschränkt. Die Konfiguration trägt auch zu einer Steuerung der Torsionsbewegung bei, indem sie eine gewisse Bewegung zuläßt aber eine übermäßige verhindert.
Gemäß Fig. 1, 3 und 4 ist der obere Abschnitt 30 des Fußteils in der bevorzugten Ausführungsform vertikal ausgerichtet, so daß er, wie in Fig. 1 dargestellt, an dem Stützelement 22 befestigt werden kann. Gemäß Darstellung in Fig. 3 ist eine Befestigungsvorrichtung 32 an dem unteren Ende des Stützelementes 22 angebracht, welche eine flache Oberfläche bereitstellt, auf welcher der vertikale Abschnitt 30 des Fußteils 24 befestigt werden kann. Die Befestigungsvorrichtung weist eine erste Befestigungsoberfläche 34 auf, welche eine Verbindung mit der Außenoberfläche des Stützelementes 22 herstellt, und eine zweite Befestigungsoberfläche 36, welche eine Verbindung zu dem Fußteil 24 herstellt. In der bevorzugten Ausführungsform ist die erste Befestigungsoberfläche 34 gekrümmt, so daß sie eine Verbindung mit der Außenoberfläche des Stützelementes 22 herstellt, und die zweite Befestigungsoberfläche ist flach, so daß sie eine Verbindung zu dem Fußteil herstellt.
Erwünschtermaßen ist die Befestigungsvorrichtung 32 an das Stützelement 22 geschweißt und weist zwei (nicht dargestellte) Löcher auf, in welchen zwei Schrauben 38 eingesetzt und befestigt werden können. Der obere Abschnitt 30 des Fußteils 24 weist ebenfalls zwei (nicht dargestellte) Löcher auf, welche zu den Löchern der Befestigungsvorrichtung 32 ausgerichtet sind, so daß durch Einsetzen und Befestigen von zwei Schrauben 38 durch das Fußteil und die Befestigungsvorrichtung hindurch das Fußteil an dem unteren Ende des Stützelementes befestigt werden kann. Weitere Verfahren zur Befestigung des Stützelementes an dem Fußteil sind ebenfalls denkbar, wie z. B. die Anwendung integriert ausgeführter Konstruktionen.
Gemäß Darstellung in Fig. 3 ist das Fußgelenkteil 36 abnehmbar an der Stütze 22 mittels Befestigungselementen 38 befestigt und abnehmbar an der Ferse 40 an der vorderen Verbindung 42 mittels Befestigungselementen 41 befestigt. Somit sind, wie vorstehend erwähnt, das Fußgelenkteil 26 sowie das Fersenteil 40 mit ähnlichen Teilen austauschbar, um eine Anpaßbarkeit der Prothese zu erreichen.
Wie bereits festgestellt, ist der obere Abschnitt 30 des Fußteils 24 vertikal ausgerichtet, so daß er sich von der Befestigungsvorrichtung 32 des Stützelementes 22 relativ nach unten erstreckt. Gemäß Darstellung in Fig. 3 ist die Dicke des Fußteils 24 entlang dieses vertikalen Schnittes relativ größer als die Dicke des Fußteils entlang dem Zehenabschnitt 28. Diese Dicke erzeugt eine ausreichende Steifigkeit für die Verbindung zwischen dem Stützelement 22 und dem Fußteil 24. Dieser obere Abschnitt 30 ist ebenfalls relativ dicker ausgeführt, um die auf die Prothesenvorrichtung 20 aufgebrachte vertikale Belastung zu tragen, sowie eine übermäßige Biegung an dieser Verbindung zu begrenzen. Der gesamte obere vertikal ausgerichtete Abschnitt 30 weist eine gleichmäßige Dicke und Breite auf.
In der bevorzugten Ausführungsform gemäß Darstellung in Fig. 4 weist das Fußteil 24 eine im wesentlichen konstante Breite von dem oberen steifen Teil 30 bis hinunter zu dem Zehenabschnitt 28 auf, wobei das Zehenende 46 zur Anpassung an verschiedene kosmetische Teile gerundet ist, welche einen realen Fuß simulieren. Erwünschtermaßen weist das Fußteil 24 eine Breite zwischen 3,8 und 7,6 (1,5 und 3 in.) auf, und bevorzugt liegt die Breite bei etwas 5,1 cm (2 in.) Natürlich wird ein Durchschnittsfachmann sofort erkennen, daß unterschiedliche Abmessungen und Parameter angewendet werden können, und daß die hierin vorgesehenen Abmessungen und Parameter lediglich ein Beispiel einer Ausführungsform sind.
Gemäß nochmaligen Bezug auf Fig. 3 ist an dem Fußteil 24 ein Fersenteil 40 angebracht, welches an der Unterseite des Fußteils 24 zwischen dem Fußgelenkbereich 26 und dem Zehenabschnitt 28 befestigt ist. Das Fersenteil 40 ist ebenfalls relativ flach, obwohl es auch gekrümmt sein kann. Es weist in der bevorzugten Ausführungsform auch einen geradlinigen Querschnitt auf, obwohl in anderen Ausführungsformen der Querschnitt nicht notwendigerweise geradlinig sein muß. Das Fersenteil 40 besteht ebenfalls aus demselben flexiblen und haltbaren Material wie das Fußteil 24, wie es noch diskutiert wird, und weist eine Dicke auf, welche ein kleiner Bruchteil seiner Breite ist. Somit sind seine Biegeeigenschaften den Biegeeigenschaften des Fußgelenkabschnittes ähnlich.
Das Fersenteil 40 erstreckt sich von einer vorderen Verbindung 42 mit dem Fußteil 24 nach hinten und weist in der bevorzugten Ausführungsform eine Länge auf, welcher größer als dessen Breite ist. Die Konfiguration des Fersenteils 40 ist so ausgelegt, daß es um eine Achse parallel zu seiner Breite relativ flexibel ist, während es einer Biegung um eine Achse parallel zu seiner Länge und um eine Achse senkrecht zu der Oberfläche des Fersenteils widersteht.
Um eine gleichförmige Gehfläche auf der Unterseite der Prothesenvorrichtung 20 bereitzustellen sind ein oder zwei getrennte Sohlenelemente 44a und 44b in der vorliegenden Erfindung enthalten, wie es in Fig. 3 dargestellt ist. Ein vorderes Sohlenelement 44a ist durch Klebung an der Unterseite des Zehenabschnittes 28 des Fußteils 24 befestigt, und ein hinteres Sohlenelement ist an der Unterseite des Fersenteils 40 festgeklebt. Die Sohlenelemente 44a, b können aus einem ähnlichen Material wie die Fuß- und Fersenteile 24, 40 aufgebaut sein, oder können aus einem nachgiebigeren Material wie z. B. Urethan oder aus einem gehärteten Gummi bestehen.
Die vorliegende Ausführungsform besteht aus einem harzimprägnierten hochfestem Material, wie z. B. einem Graphitverbundstoff oder einer in Laminaten angeordneten Faserstruktur. Ausgezeichnete Ergebnisse wurden mit Kohlefaser mit einem Epoxidbinder erzielt, wie z. B. denjenigen, die in meiner früheren Patenten US-A-4,547,913 und US-A-4,822,363 offenbart sind. Insbesondere das Fußteil 24 und das Fersenteil 40 der vorliegenden Ausführungsform bestehen aus einem harzimprägnierten hochfesten Material mit einer erheblichen elastischen Flexibilität, um so eine relativ niedrige Energieabsorption zu erzeugen, um dem Träger eine hohe Mobilität und ein relativ natürliches Gefühl zu geben.
Das steife Stützelement 22 kann ebenfalls aus demselben Material bestehen. Die Steifigkeit des Stützelementes ist jedoch vorwiegend durch seine rohrförmige Form gegeben. Da jedoch das Material eine gewisse elastische Flexibilität besitzt, weist das Stützelement 22 trotz seiner rohrförmigen Form eine gewisse Nomimalflexibilität auf. Die Komponenten sind jedoch nicht auf einen Aufbau aus einem derartigen Material eingeschränkt, sondern können auch aus anderen Materialien mit derartigen Eigenschaften hergestellt werden.
Die vorliegende Fußprothese kann auch in einem Stück statt in modularer Form ausgebildet werden, obwohl in der bevorzugten Ausführungsform das Stützelement 22 von dem Fußteil 24 entfernbar ist, und das Fersenteil 40 von dem Fußteil 24 entfernbar ist. Diese Modularität wird durch eine Mutter/ Schrauben-Konstruktion bereitgestellt.

Krümmung des Fußgelenkabschnittes

Um die Biegung des Fußteils 24 zu isolieren und dadurch die Dorsalflexion und Plantarflexion des menschlichen Fußgelenkbereichs anzunähern, ist das Fußteil mit einem eng gekrümmten Fußgelenkabschnitt 26 versehen, welches sich nach unten und vorne zu dem Zehenabschnitt 28 hin krümmt, welcher einen Winkel von etwa 90º mit dem vertikal ausgerichteten oberen Abschnitt 30 bildet. Der (in Fig. 3 dargestellte) Krümmungsradius "r" an diesem Fußgelenkabschnitt 26 ist in der bevorzugten Ausführungsform etwa 5,1 cm (2 in.), mit einem wünschenswerten Bereich zwischen 1,3 bis 7,6 cm (0,5 bis 3 in.) Dieser enge Kurvenradius lokalisiert in Verbindung mit dem relativ steifen Stützelement 22 und dem relativ dicken oberen Abschnitt 30 des Fußteils 24 die Biegeachse niedriger am Boden und simuliert besser die Position des menschlichen Fußgelenkbereichs. Zusätzlich erlaubt eine niedrigere Biegeachse wie vorstehend erwähnt eine Befestigung der vorliegenden Prothese an einem längeren Stumpf, wie er sich durch den derzeitigen Trend zu tiefer liegenden Amputationen ergibt. Obwohl diese Konfiguration die Flexibilität und die entsprechenden Biegebeanspruchungen in dem Fußgelenkbereich 26 konzentriert, wurde das vorliegende Fußgelenk, wie es später detaillierter in Verbindung mit der Tabelle 1 diskutiert wird, so ausgelegt, daß es gute Verhaltenseigenschaften erbringt und gleichzeitig solchen Biegebeanspruchungen widersteht.
In der bevorzugten Ausführungsform ist das Fußteil 24 an der Rückseite des Stützelementes 22 befestigt, wie man es in Fig. 3 sehen kann. Diese außermittige Ausrichtung unterstützt vorteilhaft die Positionierung der Biegeachse näher an einer Linie zur Mittellinie jeder auf die Prothesenvorrichtung ausgeübten vertikalen Belastung. Dieses trägt zu einer Reduzierung von Momentenkräften bei, wenn der Fuß derartigen vertikalen Belastungen unterworfen wird, und reduziert ferner jede horizontale Auslenkung, wenn der Zehenabschnitt vertikalen Belastungen unterworfen wird, wie es nachstehend detaillierter beschrieben wird. Diese außermittige rückwärtige Ausrich tung vergrößert auch den Zehenhebelarm, um eine zusätzliche Hebelwirkung bereitzustellen, was zu einem Biegungsgleichgewicht beiträgt. Wie man aus Fig. 3 ersehen kann, weist der Krümmungsradius "r" des Fußgelenkabschnittes 26 eine Mittelpunktsachse auf, welche im wesentlichen unterhalb des unteren Endes 22a des Stützelementes 22 liegt und somit näher in einer Linie zur vertikalen Mittellinie der Stütze.
Diese Konfiguration senkt und isoliert die Biegung des Fußteils 24, während sie gleichzeitig eine zusätzliche Flexibilität und Energiespeicherung und Energieabgabe in dem Fußteil ermöglicht. Ein längerer Fuß tendiert zu mehr Flexibilität und daher dazu, mehr Energiespeicherung und Energieabgabe bereitzustellen. Durch die Verbindung des Fußteils 24 auf der Rückseite des Stützelementes 22 erstreckt sich das Fußteil über das unterste Ende 22a des Stützelementes nach oben und ergibt eine zusätzliche Flexibilität bei gleichzeitiger Eingrenzung und Absenkung der Biegeachse.
Durch die Befestigung des Fußteils 24 auf der Rückseite des Stützelementes 22 wird der Hebelarm des Zehenabschnittes 28 verlängert, und dadurch eine zusätzliche Flexibilität und Fußteilhebelwirkung erzeugt. Das Fußteil 24 erstreckt sich von der Rückseite der Stütze 22 nach unten und nach vorne und erzeugt damit einen größeren Momentenarm in Bezug auf die Biegeachse des Fußgelenkabschnittes 26. Diese zusätzliche Hebelwirkung gibt dem Amputierten eine bessere Kontrolle während der Zehenabdrückphase eines normalen Schrittes. Obwohl das Fußteil 24 auch an der Vorderseite eines Stützelementes angebracht werden kann, würde der Hebelarm des Zehenabschnittes 28 verkürzt, und dadurch weniger Elastizität und Energiereaktion in dem vorderen Abschnitt der Prothese ermöglicht.
Viele Parameter müssen bei der Auslegung einer Hochleistungsprothese dieses Typs berücksichtigt werden. Die Hauptparameter sind: (1) der Befestigungspunkt der Prothese an einer relativ steifen oberen Stütze; (2) die Biegeeigenschaften des Fußgelenkelementes, die primär von dessen Krümmungsradius und Dicke bestimmt werden; (3) die Zehenabschnittslänge und die Biegungseigenschaften des Zehenelementes; und (4) die Fersenabschnittslänge und Biegeeigenschaften des Fersenelementes. Andere Faktoren, wie z. B. das Gesamtgewicht und die kosmetische Kompatibilität müssen ebenfalls betrachtet werden, aber diese sind die wichtigeren Verhaltensparameter.
Zusätzlich dürfte ohne weiteres erkennbar sein, daß diese Parameter eine Anzahl von Kompromissen oder Abwägungen repräsentieren. Wenn beispielsweise, wie hierin angemerkt, der Befestigungspunkt der Fußprothese relativ niedrig liegt, weist der Fußgelenkabschnitt der vorliegenden Konstruktion einen relativ engen Radius auf und begrenzt somit die maximale Energiereaktion. Das Fußgelenk zeigt jedoch eine gute Energiereaktion mit einer etwas eingeschränkten vertikalen Auslenkung (oder reduzierten "Federwirkung" wie hierin beschrieben), was eine größere Kontrolle und Stabilität ergibt. Gleichzeitig muß der Krümmungsbereich des Fußgelenks zur Anpassung an die Konzentration der Biegebeanspruchung verdickt werden, wie es nachstehend detaillierter erläutert wird. Zusätzlich muß die Krümmung einen ausreichenden Freiraum vom Boden für die Unterbringung einer Ferse angemessener Länge aufweisen. Somit wurde eine Anzahl von Abwägungen getroffen, um zur besten Auslegung zu gelangen.
Die Auslegung des Fußgelenks erlaubt auch, daß eine optimale Zehen- und Fersenkonfiguration zu dem Gesamtverhalten der Fußprothese beitragen. In einem spezifischen Beispiel arbeitete eine in Übereinstimmung mit der vorliegenden Ausführungsform hergestellte und mit einem Krümmungsradius "r" von etwa 5,1 cm (2 in.) ausgestattete Prothese mit einem Zehenhebelarm, gemessen vom vorderen Befestigungspunkt 45 zu der Spitze des Zehs 46, von etwa 11,4 cm (4,5 in.) zusammen, während der zusammenarbeitende Fersenhebelarm von demselben Befestigungspunkt bis zu der distalen Spitze der Ferse 40 etwa 11,4 cm (4,5 in.) aufwies. Viele weitere. Prothesen mit unterschiedlichen Abmessungen dienen für eine Optimierung der Verhaltenseigenschaften mit Sicherheit und niedrigen Kosten.
Somit weist die bevorzugte Ausführungsform ein an einem getrennten Stützelement 22 befestigtes getrenntes Fußteil 24 auf, wobei das Fußteil eine integrierte Verlängerung des Stützelementes sein kann, so daß die Achse des Stützelementes in einer Linie mit dem oberen Abschnitt 30 des Fußteils liegt. Obwohl einige frühere Vorrichtungen eine ähnliche Konfiguration aufweisen, wobei sich ein flexibles Fußteil von einem steifen oberen Abschnitt nach unten erstreckt, offenbart keine der früheren Vorrichtungen den hierin beschriebenen engen Krümmungsradius des Fußgelenkabschnittes 26 und die niedrige Biegeachse.
Das Stützelement 22 weist ein unteres Ende 22a auf, welches sich bis auf etwa 8,9 cm (3,5 in.) über dem Boden der Sohlenelemente 44a, b erstreckt. Obwohl diese Distanz "h" gemäß Darstellung in Fig. 3 zur Anpassung an verschiedene Vorlieben des Amputierten, einschließlich Größe, Gewicht, Elastizität, Federwirkung und Aktivitätsniveau eingestellt werden kann, werden die hierin diskutierten Vorteile ohne weiteres erzielt, wenn sich das untere Ende 22a des Stützelementes 22 nicht weiter als 12,7 cm (5 in.) und nicht weniger als 6,4 cm (2,5 in.) von dem Boden der Sohlenelemente 44a, b weg mit einem Bereich zwischen 6, 6 bis 12,7 cm (2,5 bis 5 in.) befindet.
Die genaue Stelle des Stützelementes 22 in Bezug auf das Fußteil 24 wird durch eine Kombination von Faktoren, einschließlich der Länge Dicke und Krümmung des Fußteils bestimmt. Je näher sich das untere Ende des Stützelementes 22 zu dem Boden der Sohlenelemente 44a, b befindet, desto enger muß der Radius des Fußgelenkabschnittes 26 sein. Gleichzeitig muß der Fußgelenkabschnitt 26, da die Beanspruchungskonzentrationen mehr isoliert werden, um so dicker sein, je enger der Radius ist. Obwohl die erhöhte Dicke des Fußgelenkabschnittes 26 dessen stärkere Versteifung bewirkt, kann eine erhebliche Flexibilität des Fußgelenkabschnittes dennoch durch einen hoch leistungsfähigen Fußgelenkabschnitt erhalten werden.
Da die Dicke des Fußgelenkabschnittes 26 leicht die von der Prothesenvorrichtung 20 bereitgestellte Elastizität und Energiereaktion verringert, ist die vorliegende Erfindung für den Gebrauch durch diejenigen angepaßt, welche einen kleinen Minderungsgrad der maximalen Leistung im Austausch gegen eine bessere Stabilität und Kontrolle in Kauf nehmen wollen. Da die Prothesenvorrichtung 20 eine Bewegung und ein Verhalten erreicht, welche ein menschliches Glied simuliert, ist sie zusätzlich ideal für einen aktiven Einsatz, wie z. B. beim Laufen, Jogging und Springen.

Konzentration der Biegung am Fußaelenkabschnitt und Reduzie- rung der horizontalen Auslenkung

Ein Vorteil ist die Art, in welcher sich die Prothese biegt oder verformt. Fig. 6 und 7 bieten einen Vergleich der Verbiegungsart der herkömmliche Prothese in Bezug auf die Verbiegungsart der Prothese der vorliegenden Ausführungsform. Wie ohne weiteres zu sehen ist, weist die herkömmliche Prothese einen breiten Bewegungsbereich aufgrund der Länge der flexiblen Unterschenkelprothesen- und des Fußgelenkelementes auf. Die Biegung und damit die Auslenkung tritt entlang der gesamten Länge des flexiblen Element auf. Andererseits tendiert das flexible Element der Ausführungsform zu einer Konzentration der Biegung in der Nähe des gekrümmten Fußgelenkabschnittes 26, obwohl in einer normalen Gangart eine zusätzliche Auslenkung entlang des Zehenabschnittes 28 auftritt. Fig. 5 und 7 sollen die Auslenkung des gekrümmten Teils des Biegeelementes, d. h., des Fußgelenkabschnittes darstellen.
Ein wichtiger Aspekt ist die Konzentration der Biegung, welche durch eine Reduzierung des Radius des Fußgelenkabschnittes 26 erhalten wird. Bei den herkömmlichen Vorrichtungen wurde ein relativ langes Biegeelement vorgesehen, so daß größere Energiemengen entlang der Länge des Biegeelementes gespeichert werden konnten. Das Ziel war so soviel Leistung wie möglich aus der Biegung und Auslenkung zu erhalten, welche über der Länge des Biegeelementes auftreten.
Herkömmliche Vorrichtungen mit relativ langen Biegeelementen und Fußgelenkabschnitten mit großem Radius neigten jedoch zu einer übermäßigen Federwirkung mit einer Auslenkung in der Vorwärts- und Rückwärtsrichtung. In der Tat ist einer der wichtigen Vorteil vorliegenden Erfindung eine Reduzierung in der horizontalen Bewegung bewirkt durch die Biegung des Fußgelenkabschnittes.
Wie mathematisch dargestellt werden kann, verformt sich ein gekrümmtes Element mit einem bestimmten Radius sowohl vertikal und horizontal, wenn eine vertikale Belastung auf das Ende des gekrümmten Elementes ausgeübt wird. Wenn beispielsweise eine aufwärts gerichtete Kraft auf das Zehenende des gekrümmten Elementes geleitet wird, wie es schematisch in Fig. 8a-c dargestellt ist, verformt sich das Zehenelement nach oben, was eine entsprechende horizontale Auslenkung Δx in der Vorwärtsrichtung bewirkt. Wie man in Fig. 8c sehen kann, gibt es sowohl eine vertikale Auslenkungskomponente als auch eine horizontale Auslenkungskomponente Δx, welche aus einer nach oben auf das Zehenende des gekrümmten Elementes gerichteten Kraft resultiert.
Obwohl schematisch die vertikale Auslenkung zu einer als Δx in Fig. 8c dargestellten horizontalen Auslenkung führt, führt diese horizontale Auslenkung in der Vorwärtsrichtung in der tatsächlichen Praxis zu einer nach rückwärts gerichteten Auslenkung in Bezug auf den Punkt P. Mit anderen Worten: wenn ein Amputierter eine Belastung auf den Zehenabschnitt 28 ausübt, wird der Zehenabschnitt festgesetzt und das hintere Ende der Prothese bewegt sich statt des Zehenabschnittes. Demzufolge ist die horizontale Auslenkungskomponente, wenn ein Amputierter sein Gewicht auf den Zehenabschnitt verlegt, bezogen auf den Zehenaufsetzpunkt nach hinten gerichtet statt nach vorne. Was dieses in praktischen Begriffen bedeutet, ist, daß mit jedem unternommenen Schritt dann, wenn der Amputierte den Zeh zum Abdrücken aufsetzt, der Zehenabschnitt nach oben auslenkt, was eine entsprechende horizontale Auslenkungskomponente bewirkt, welche die Prothese und daher den Amputierten in Bezug auf den Zehenaufsetzpunkt nach rückwärts bewegt. Wie es noch diskutiert wird kann diese rückwärtige horizontale Bewegung bewirken, daß der Amputierte sein Gleichgewicht verliert, und Schwierigkeiten bekommt, die Prothese zu kontrollieren.
Somit ist ein wichtiger Aspekt der vorliegenden Erfindung die Reduzierung dieser horizontalen Bewegungs- oder Auslenkungskomponente in der Vorwärts- und Rückwärtsrichtung, wenn der Amputierte den Zehbereich aufsetzt. Die vorliegende Fußprothese reduziert diese horizontale Auslenkungskomponente und dient damit dazu, den Amputierten zu stabilisieren und ein natürliches Gefühl zu erzeugen. Durch die Reduzierung der Rückwärtsbewegung der Prothese bei jedem unternommenen Schritt, spürt der Amputierte nicht die destabilisierende Federwirkung von früheren Prothesenvorrichtungen mit Fußgelenkabschnitten mit großem Radius.
Es ist wichtig, hier anzumerken, daß für aktive Amputierte ein Fußgelenkabschnitt mit großem Radius aufgrund dessen Fähigkeit, zusätzliche Energie zu speichern und eine bessere Energiereaktion bereitzustellen, wünschenswerter sein kann. Jedoch kann in Anbetracht der Tatsache, daß viele Amputierte im allgemeinen nicht sehr aktiv sind, eine Prothese mit verbessertem Kontrollverhalten wünschenswerter sein. Somit gibt die Fußprothese dem Amputierten eine verbesserte Kontrolle, was dazu beiträgt, daß der Amputierte Vertrauen zu der Prothesenvorrichtung aufbaut, was zu einer besseren Anpaßbarkeit und Wiederherstellung führt.
Diese Reduzierung in der horizontalen Auslenkungskomponente, welche durch Reduzierung des Krümmungsradius des Fußgelenkabschnittes erzeugt werden kann, kann mathematisch nachgewiesen werden. Testergebnisse zeigen ebenfalls eine erhebliche Differenz der horizontalen Auslenkung, die von Prothesenvorrichtungen mit Fußgelenkabschnitten mit variierenden Krümmungsradien bewirkt werden.
Zuerst kann der Betrag der durch die vertikale Auslenkung bewirkten horizontalen Auslenkung mathematisch berechnet wer den. In Fig. 8a ist eine Fußgelenkbelastungssituation schematisch dargestellt. Ein Unterschenkelelement 50 mit einem oberen im wesentlichen vertikalen Abschnitt 52, einem krummlinigen Zwischenabschnitt 54 und einem unteren im wesentlichen horizontalen Abschnitt 56 ist an einem Punkt 58 an einem oberen Ende befestigt. Eine nach oben gerichtete Kraft F wird an das Zehenende des Unterschenkels 50 an einem Punkt T zur Simulation einer Zehenabdrückung des Unterschenkels beim normalen Gehen oder Laufen angelegt. Unter der Annahme, daß der obere Abschnitt eine im wesentlichen steifes biegefestes Element ist, zeigt Fig. 8b eine Kraft/Momenten-Darstellung für den krummlinigen Abschnitt 54. Das obere Ende wird als fixiert bezeichnet, da der obere Abschnitt im wesentlichen steif ist. Das untere Ende erfährt an dem Punkt P eine nach oben gerichtete Kraft F (oder eine Scherkraft V in Fig. 8b) und ein Moment M, das gleich der Kraft F mal Strecke L minus r ist, was die Strecke des horizontalen Abschnittes 56 von dem Bodenende des krummlinigen Abschnittes 54 zu dem Aufbringungspunkt der Kraft F ist.
Aus der Literatur, "Formulas for Stress und Strain", R. J. Roark, 4th Ed., p. 180, wird die nachstehende Formel zu Bestimmung des Betrags der horizontalen Auslenkung in Bezug auf die vertikale Auslenkung erhalten, die von der nach oben gerichteten Kraft F bewirkt wird:
ΔX - Bewegung des Punktes P in Fig. 8b und 8c in der horizontalen Richtung
E - Elastizitätsmodul
I - Trägheitsmoment
M - Aufgebrachtes Moment
V - Vertikale Scherbelastung
R - Radius
θ - Eingeschlossener Winkel in Radian.

Beispiel 1

Für eine Prothesenvorrichtung dieser Ausführungsform mit einem Fußgelenkabschnitt mit einem Radius von 5,1 cm (2,0 in.) und einer konstanten Dicke von 0,61 cm (0,24 in.) ist:
E = 0,138 E&sup6; Mpa = 13,8 E&sup6; N/cm² (20E&sup6; lb/in²)
t = 0,61 cm (0,24 in.)
I - bh³/12 = (5,1(0,61)³)/12 = 0,096 cm&sup4; (0,0023 in&sup4;)
R = 5,1 cm (2,0 in.)
A = 1,5078 Radian
sin θ = 1
cos θ = 0
L = 20,3 cm (8,0 in.)
Wenn die aufgebrachte Belastung F = 67,9 kg (150 lbm) ist, was ein durchschnittliches Gewicht eines Amputierten ist, beträgt dann die vertikale Scherbelastung V = 666 N (150 lbf) und das aufgebrachte Moment M = 666 (0,203 - 0,051) = 101,5 Nm (900 in-lbf)
ΔX&sub1; = 0,15 cm (0,058 in.)
Dieses ist die an dem Punkt P durch die vertikale Belastung F bewirkte horizontale Auslenkung. Da der Zehenabschnitt 56 horizontal ist, tritt nur wenig oder keine zusätzliche horizontale Auslenkung entlang der Länge des horizontalen Zehenabschnittes zwischen dem Punkt P und dem Punkt R auf. Ferner wird die vertikale Auslenkung an dem Punkt T, da sich der horizontale Zehenabschnitt 56 über den Punkt P hinaus erstreckt, größer obwohl die horizontale Auslenkung praktisch unverändert bleibt. Somit ist die durch die vertikal noch oben gerichtete Kraft bewirkte horizontale Auslenkung etwa 0,15 cm (0,058 in.), wenn eine Belastung von 67,9 Kg (1501bm) auf den Zeh ausgeübt wird.

Beispiel 2

Für eine Prothesenvorrichtung der herkömmlichen Art mit einem Fußgelenkabschnitt mit einem Radius von 12,7 cm (5 in.) gemäß Darstellung in Fig. 6 und einer konstanten Dicke 0,61 cm (0,24 in.) ergibt sich
E = 0,138 E&sup6; Mpa = 13,8 E&sup6; N/cm² (20E&sup6; lb/in²)
t = 0,61 cm (0,24 in.)
I = bh³/12 = (5,1(0,61)³)/12 = 0,096 cm&sup4; (0,0023 in&sup4;)
R = 12,7 cm (5 in.)
θ = 1,5078 Radian
sin θ = 1
cos θ = 0
F = 666 N (150 lbf)
M = 666 (0,203 - 0,051) = 50,75 Nm (450 in-lbf)
ΔX&sub2; = 0,87 cm (0,0343 in.)
Dieses ist die an dem Punkt P durch die vertikale Belastung F bewirkte horizontale Auslenkung. Wiederum tritt nur wenig oder keine zusätzliche horizontale Auslenkung entlang der Länge des horizontalen Zehenabschnittes zwischen dem Punkt P und dem Punkt R auf. Somit stellt 0,87 mm (0,0343 in.) den Betrag der horizontalen Auslenkung dar, der durch eine Belastung von 67,9 Kg (150 lbm) auf den Zehenabschnitt der Prothese ausgeübt wird. Dieses bedeutet, daß der Amputierte ein entgegengesetzt wirkende Bewegung von 0,87 cm (0,343 in.) spürt, wenn der Amputierte den Zehenabschnitt der Prothese aufsetzt.
Die Ergebnisse dieser Bespiele zeigen deutlich, daß der Fußgelenkabschnitt mit dem kleineren Radius zu einer wesentlich kleineren horizontalen Auslenkung als die Fußgelenkabschnitte mit größeren Radien der herkömmlichen Vorrichtungen führen. In der Tat zeigt ein Vergleich eines Radius von 5,1 cm (2 in.) mit einem Radius von 12,7 cm (5 in.), daß der Ra dius von 12,7 cm (5 in.) eine etwa sechsfach größere Ablenkung als ein Fußgelenkabschnitt mit einem Radius von 5,1 cm (2 in.) erfährt. Dieses zeigt deutlich, daß nicht nur die Biegung in dem Fußgelenkabschnitt konzentriert wird, sondern auch eine unerwünschte horizontale Auslenkung verhindert wird, welche dem Amputierten das Gefühl gibt als ob sich die Prothesenvorrichtung bei jeden Schritt leicht nach hinten verschiebt. Die vorliegende Ausführungsform minimiert diese horizontale Auslenkung, was dazu beiträgt dem Amputierten eine bessere Kontrolle und Stabilität während der Nutzung der Prothesenvorrichtung zu geben.
Die Ergebnisse der vorstehenden Beispiele basieren auch auf Fußgelenkabschnitten mit konstanter Dicke. Der verjüngte Fußgelenkabschnitt 26 würde in der Tat den Betrag der erfahrenen horizontalen Auslenkung weiter verringern. Dieses beruht auf der Tatsache, daß der flexiblere untere Abschnitt, des Fußgelenkabschnittes 26, wie es noch diskutiert werden wird, mehr von der Biegung im Gegensatz zu einer weiteren Hochbiegung in dem Fußgelenkabschnitt erfährt. Somit wird, da die Biegung durch die verjüngte Konstruktion niedriger im Fußgelenkabschnitt konzentriert wird, die horizontale Auslenkung dementsprechend abnehmen.
Ein Test wurde auch an einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung und an einer herkömmlichen Vorrichtung mit einem Fußgelenkabschnitt mit einem Radius von etwa 12,7 cm (5 in.) durchgeführt, um die an einem Punkt E erfahrenen tatsächlichen vertikalen und horizontalen Auslenkungen gemäß Darstellung Fig. 9a und 9b zu bestimmen. Die Vorrichtungen wurden in einer standardmäßigen Belastungsmaschine mit fest monierten Ende getestet. Die Belastung wurde in einer Aufwärtsrichtung an einem horizontal etwa 15,2 cm (6 in.) von der vertikalen Position des Fußgelenkelementes weg gelegenen Punkt E aufgebracht. Die aufwärts gerichtete Kraft F entsprach einer Reaktionskraft, die durch eine Belastung auf und mit 67,9 kg (150 lbm) durch einen Amputierten auf die Vorrichtung ausgeübt wird. Diese aufwärts gerichtete Belastung wurde mittels einer Rolle aufgebracht, um eine horizontale Bewegung an dem Punkt E zuzulassen, wenn die aufwärts gerichtete Kraft aufgebracht wurde.
Fig. 9a stellt den Betrag der Auslenkung sowohl horizontal als auch vertikal von einer Last 0 bis zu Last von 67,9 kg (150 lbm) dar. Die Ergebnisse des Experiments waren ziemlich dramatisch. Der Betrag der vertikalen und horizontalen Auslenkung der Ausführungsform ist in durchzogenen Linien dargestellt, und der Betrag der vertikalen und horizontalen Auslenkung der herkömmlichen Vorrichtung ist in unterbrochenen Linien dargestellt. Die vertikale Auslenkung der Ausführungsform bei einer gegebenen Belastung von 67,9 kg (150 lbm) war etwa 2,3 cm (0,9 in) während der Betrag der horizontalen Auslenkung bewirkt durch dieselbe Belastung nur etwa 0,5 cm (0,2 in.) war. Andererseits war die vertikale und horizontale Auslenkung, bewirkt durch eine am Punkt E angelegte Belastung von 67,9 kg (150 lbm), deutlich größer. Der Betrag der vertikalen Auslenkung, dargestellt durch eine unterbrochene Linie in Fig. 9a war etwa 4,3 cm (1,7 in.) während die horizontale Auslenkung etwa 1,9 cm (0,75 in.) war. Diese Ergebnisse zeigen, daß sich bei einer gegebenen Belastung von 67,9 kg (150 lbm) die herkömmliche Vorrichtung horizontal nahezu so weit bewegt wie die Ausführungsform vertikal.
Diese Differenz kann auch in Form eines Verhältnisses zwischen der horizontalen Auslenkung und der vertikalen Auslenkung beschrieben werden. Bei einer gegebenen Belastung von 67,9 kg (150 lbm) ist das Verhältnis der horizontalen Auslenkung und der vertikalen Auslenkung der Ausführungsform ein Bruch von 0,5/2, 3 (0,2/0,9) oder 0,22. Das Verhältnis der horizontalen Auslenkung zu der vertikalen Auslenkung der herkömmlichen Vorrichtung ist ein Bruch von 1,9/4,3 (0,75/1,7), was ungefähr 0,44 ist. Dieses Verhältnis ist wichtig, wenn berücksichtigt wird, daß mit jedem unternommenen Schritt die vertikale Auslenkung des Zehenabschnittes zu einer entsprechenden rückwärtigen horizontalen Auslenkung führt, die sich auf einen Bruchteil der vertikalen Auslenkung beläuft. Bei einem gegebenen Verhältnis von 0,44 wird sich die Prothesenvorrichtung horizontal 1,1 cm (0,44 in.) mit jedem cm (in.) erfahrener vertikaler Auslenkung nach hinten bewegen. Im Gegensatz dazu wird der Betrag der horizontalen rückwärtigen Auslenkung in der Ausführungsform nur etwa 0,56 cm (0,22 in.) mit jedem cm (in.) erfahrener vertikaler Auslenkung sein. Mehrere Faktoren tragen zu dieser Verbesserung in dem Verhältnis der horizontalen Auslenkung relativ zu der vertikalen Auslenkung bei. Wie im Fachgebiet bekannt und wie es auch mathematisch gezeigt werden kann, ist das Verhältnis der horizontalen Auslenkung zu der vertikalen Auslenkung am Punkt P, wie es in Fig. 8c dargestellt ist, nahezu ein konstantes Verhältnis von 0,59. Natürlich hängt das davon ab, ob die Krümmung einem einzigen Radiusbogen folgt, und ob sich die Krümmung entlang eines 90º-Rasiuswinkels in Radian erstreckt. Das was eine Verringerung des Verhältnisses der horizontalen Auslenkung zu der vertikalen Auslenkung bewirkt, ist eine Funktion, wie eng der Krümmungsradius des Fußgelenkabschnittes ist und wie lange sich der Zehenabschnitt 56 von dem Fußgelenkabschnitt nach vorne erstreckt. Da der horizontale Zehenabschnitt nur wenig oder keine horizontale Auslenkung erfährt, wenn die vertikale Auslenkung größer wird, erlaubt ein längerer Zehenabschnitt 26 eine zusätzliche vertikale Auslenkung ohne Vergrößerung der horizontalen Auslenkung. Durch eine Verkleinerung des Krümmungsradius des Fußgelenkabschnittes kann sich ein längerer Zehenabschnitt 56 vom unteren Bereich des Fußgelenkabschnittes aus erstrecken, was zu der Möglichkeit führt, eine zusätzliche vertikale Auslenkung ohne Vergrößerung der horizontalen Auslenkung zuzulassen. Dieses Phänomen verringert deutlich das Verhältnis zwischen der horizontalen Auslenkung und der vertikalen Auslenkung bei steigender Belastung.
Bevorzugt ist die horizontale Auslenkung ΔX nicht größer als 0,64 cm (0,25 in.) bei einer gegebenen Belastung von 67,9 kg (150 lbm) am Punkt E, obwohl bis 1,3 cm (0,5 in.) zulässig wären. Das Verhältnis der horizontalen Auslenkung zur verti kalen Auslenkung am Punkt E (oder T) ist jedoch erfindungsgemäß weniger als ein Drittel. Wie diskutiert ist dieses Verhältnis am Punkt P nahezu konstant (0,59), siehe Fig. 8a, unabhängig davon, ob der Radius des Fußgelenkabschnittes groß oder klein ist. Das Verhältnis am Punkt T variiert jedoch abhängig davon, wie klein der Radius und wie lang der Zehenabschnitt ist. Mit einem Fußgelenkabschnitt mit einem kleinen Radius wird der sich ergebende Zehenabschnitt 56 länger, was zu einer größeren vertikalen Auslenkung am Punkt T führt ohne notwendigerweise die horizontale Auslenkung zu vergrößern. Das Verhältnis wird auch davon abhängen, ob sich die Dicke entlang des Fußgelenkabschnittes und dem Zehenabschnitt verjüngt. Je dünner der Zehenabschnitt 56 ist, desto größer wird die vertikale Auslenkung am Punkt T, und demzufolge die Energiespeicherung ohne Vergrößerung der horizontalen Auslenkung entlang des Fußgelenkabschnittes sein.

Verjüngung des Fußgelenkabschnittes, der Ferse und Zehe

Wie es in Fig. 3 zu sehen ist, weist das Fußteil 24 eine sich verjüngende Dicke auf, wobei die Verjüngung eine Funktion der Flexibilität in dem Fußteil ist. Obwohl der obere vertikale Abschnitt 30 im wesentlichen in der Dicke gleichmäßig ist, weist der Fußgelenkabschnitt 26 eine Dicke auf, welche sich von dem oberen Teil "a" über den mittleren Teil "b" zu dem unteren Teil "c" des gekrümmten Abschnittes hin verjüngt.
Bevorzugt wird eine Reihe von Standarddicken für Amputierte verschiedener Größe vorgesehen. Beispielsweise kann die Fußprothese der vorliegenden Erfindung in neun Größen mit der Bezeichnung "A1" bis "A9" bereitgestellt werden, wobei "A1" die dünnste für den kleinsten Amputierten und "A9" die dickste Größe für den größten Amputierten ist. Die nachstehende Tabelle 1 gibt Dicken "t" an Punkten "a", "b" und "c", die dem oberen, mittleren und unteren Abschnitt des Fußgelenkabschnittes 26 entsprechen, für die neun Größenkategorien an. Ferner liefert die Tabelle 1 das Trägheitsmoment "I" um die Biegeachse für die Punkte "a", "b". und "c" auf der Basis einer Breite des Fußteils 24 von 5,1 cm (2 in.) Tabelle 1. Dicke und Trägheitsmoment eines sich verjüngenden Fußgelenkabschnittes
Wie aus der Tabelle 1 zu ersehen ist, beträgt die Dicke an dem unteren Punkt "c" des Fußgelenkabschnittes 26 etwa 70% der Dicke an dem oberen Teil "a" für die Größen "A1" bis "A9". Da das Flächenträgheitsmoment proportional zum Kubus der Dicke an jedem Punkt ist, ist jedoch das Flächenträgheitsmoment Ic in dem unteren Bereich des Fußgelenks 26 zwischen 31% und 35% des Flächenträgheitsmoment Ia. Ferner liegt das Flächenträgheitsmoment Ib in dem mittleren Abschnitt zwischen etwa 48% und 54% des Flächenträgheitsmoments Ia in dem oberen Bereich "a". Aufgrund der Tatsache, daß der Betrag der Auslenkung aufgrund einer spezifischen aufgebrachten Kraft umgekehrt proportional zu dem Flächenträgheitsmoment ist, tritt ein Großteil der Auslenkung aufgrund der Biegung in dem unteren Abschnitt des Fußgelenkabschnittes 26, und insbesondere unterhalb des mittleren Bereichs "b" des Fußgelenkabschnittes auf.
Da der obere Teil "a" des gekrümmten Abschnittes 26 dikker als der untere Teil "c" ist, tritt der größte Teil der Biegung entlang des unteren Drittels bis zur unteren Hälfte des gekrümmten Bereichs auf. Dieses isoliert die Biegung noch mehr um den Fußgelenkbereich 26 und senkt den Biegepunkt ab. Der steifere obere Teil "a" des gekrümmten Abschnittes trägt ebenfalls einen etwas größeren Widerstand gegen Biegung bei, was die Steifigkeit des Stützelementes 22 und des vertikal ausgerichteten oberen Abschnittes 30 etwas nach unten verlängert.
Wie vorstehend erwähnt sind die Biegeeigenschaften des Zehen- und Fersenabschnittes der Fußprothese ebenfalls wichtige Parameter für deren Gesamtverhalten. Zusätzlich zu dem Hebelarm oder der Länge dieser Elemente beeinflußt deren Dikke oder Verjüngung ebenfalls deren Biegeeigenschaften. Somit kann durch eine dünnere Ausführung des unteren Teils "c" des gekrümmten Fußgelenkabschnittes 26 und eine Verlängerung der Verjüngung entlang dem Zehenabschnitt, dem Zehenende 46 der Prothese eine zusätzliche Flexibilität verliehen werden. In der Tat weist in der bevorzugten Ausführungsform das Zehenende 46 eine Dicke auf, welche etwa ein Drittel bis etwa die Hälfte der Dicke des vertikal ausgerichteten oberen Abschnittes 30 des Fußteils 24 ist.
Das Fersenteil 40 ist ebenfalls relativ dünner als der vertikal ausgerichtete obere Abschnitt 30 des Fußteils 24, um dem Fersenbereich eine Flexibilität zu verleihen. Eine Verjüngung kann auch in dem Fersenteil 40 vorgesehen werden, wobei das vordere Ende 40a des Fersenteils 40 etwas dicker als das hintere Ende 40b des Fersenteils ist.
Obwohl in der bevorzugten Ausführungsform jedes dieser drei Elemente gemäß Darstellung in Fig. 1 verjüngt ist, können viele von den Vorteilen der vorliegenden Erfindung dadurch erhalten werden, indem eine Anzahl verschiedener Dikken, einschließlich einer konstanten Dicke über das gesamte Fußteil 24 und das Fersenteil 40 verwendet wird. Die Verjüngung dieser Elemente verleiht jedoch der Fußprothese 20 ein zusätzliches "Gefühl", welches anderenfalls ohne eine derartige Verjüngung fehlen würde.
Der Zehenabschnitt 28 und das Fersenteil 40 sind dünner und somit relativ flexibler als der Fußgelenkabschnitt 26 und der vertikal ausgerichtete obere Abschnitt 30. Diese Flexibilität ist vorgesehen, um besser die Flexibilität zu simulieren, die im menschlichen Fuß zu finden ist. In dem menschlichen Fuß sind eine Anzahl von Gelenken angeordnet, welche eine Bewegung des Fußes in verschiedenen Richtungen erlauben. Beispielsweise ist der Mittelfuß so gelenkig verbunden, daß sich das Vorderende des Fußes in Bezug auf den Rest des Fußes bewegen kann. In dem das Vorderende der Fußprothese dünner gemacht wird, wird ihr eine zusätzliche Flexibilität verliehen, so daß sie besser die Flexibilität des menschlichen Fußes simuliert.
Die Breite des Fußteils 24 kann ebenfalls variieren, obwohl in der bevorzugten Ausführungsform die Breite gleichmäßig 5,1 cm (2 in.) ist. Das Fußteil 24 und das Fersenteil 40 kann ebenfalls in der Breite sowie in der Dicke variiert werden, um zusätzlichen Widerstand oder Flexibilität um verschiedene Achsen bereitzustellen. Indem beispielsweise das Fußteil 24 entlang dem sich vertikal erstreckenden Abschnitt 30 etwas weniger breit gemacht wird, kann eine zusätzliche Torsionsflexibilität vorgesehen werden.

Einsatz

Im Gebrauch arbeitet die Fußprothese 20 ziemlich angemessen und ahmt die Bewegung eines menschlichen Gliedes nach. Die Auslegung der vorliegenden Erfindung simuliert die Fußgelenkbewegung, welche sanft und kontinuierlich vom Fersenaufsetzen bis zum Zehenabdrücken verläuft. Beim Fersenaufsetzen drückt die auf die Prothesenvorrichtung ausgeübte Kraft die Ferse 40 nieder, was als ein Hebel für eine Plantarflexion des Zehenabschnittes 28 wirkt. Mit dem Gewicht des Amputierten noch hinter der Prothesenvorrichtung biegt sich der Fußgelenkabschnitt 26 nach hinten, wodurch dessen Krümmungsradius geöffnet wird. Die natürliche Tendenz des Fersenteils 40 und des Fußgelenkabschnittes 26 zu den ursprünglichen Biegestellungen zurückzukehren, hilft bei der Gewichtsverlagerung des Amputierten nach vorne in die Mitte. Wenn der Amputierte aus dem Mittelstand auf Zehenbelastung abrollt, führt die Prothese 20 eine Dorsalflexion aus, indem sie den Fußgelenkabschnitt 26 nach vorne biegt, was ein Schließen des Krümmungsradius in Bezug auf die 90º-Stellung bewirkt. Bei der Zehenbelastung wird das Gewicht des Amputierten nach vorne verschoben, was eine Biegung des Zehenabschnittes 28 bewirkt. Bei gebogenem Zehenabschnitt 28 nimmt die Prothese eine nach vorne gewinkelte Stellung ein, aus welcher die natürliche Tendenz des Fußgelenkabschnittes 26 in seine Ausgangsstellung zurückzukehren, eine Vorwärtsbewegung des Amputierten bewirkt, wenn die Energie beim Zehenabdrücken freigegeben wird. Indem der Zehenabschnitt 26 relativ flexibel gemacht wird, bewirkt die Kombination der Zehenflexibilität mit der von dem Fußgelenkabschnitt 26 abgegebenen Energie eine Vorwärtsbewegung des Amputierten statt in ein Position nach oben.
Somit stellt die vorliegende Erfindung eine einzigartige Kombination von Prothesenelementen bereit, welcher sich fast wie ein Fußgelenk verhalten. Bei einem Einsatz mit einem Unterschenkel- und Schienbeinabschnitt, welcher relativ steif ist, findet der größte Teil der Biegung in einem niedrigen, begrenzten Fußgelenkbereich und in einem flexiblen Zehen- und Fersenabschnitt statt. Zusätzlich stellt die vorliegende Erfindung eine verbesserte Steuerung und Stabilität bereit, die zuvor von herkömmlichen Vorrichtungen nicht bereitgestellt wurde, da sie eine übermäßige horizontale Bewegung reduziert und die Biegung auf einen engen Fußgelenkabschnitt beschränkt.

Claims

1. Fußprothese zum Schaffen einer elastischen, kinematischen Auflage für einen Amputierten relativ zu einer Bodenoberfläche, die folgendes aufweist:

ein Fußteil (24), das umfaßt: ein oberes Teilstück (30), das so ausgebildet ist, daß es an einem Tragrohr (22) befestigt werden kann, ein elastisches, gebogenes Knöchelteilstück (26), das sich von dem oberen Teilstück (30) abwärts und vorwärts erstreckt, und ein Zehenteilstück (28), das integral mit dem Knöchelteilstück (26) geformt ist und sich von diesem vorwärts und im wesentlichen horizontal erstreckt; und

ein Fersenteilstück (40) das sich von dem Knöchelteilstück (26) rückwärts erstreckt;

dadurch gekennzeichnet, daß

das Knöchelteilstück (26) einen definierten Kurvenradius (r) zwischen 1.3 cm und 7.6 cm (0.5 Zoll und 3.0 Zoll) um eine Krümmungsachse besitzt, die sich an der Stelle oder in der Nähe der Stelle eines normalen menschlichen Knöchelgelenkes befindet;

das Fußteil (24) so ausgebildet ist, daß, wenn eine vertikal aufwärts gerichtete Kraft (F) an der Spitze des Zehenteilstücks (28) angreift, die resultierende horizontale Ablenkung der Spitze in Richtung des Zehenteilstück (28) kleiner ist als ein Drittel der resultierenden Aufwärtsablenkung der Spitze des Zehenteilstücks (28).

2. Fußprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Krümmungsradius (r) des Knöchelteilstücks (26) etwa 5.1 cm (2.0 Zoll) beträgt.

3. Fußprothese nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Tragrohr (22) ein unteres Endstück (22a) aufweist, das zwischen 6.4 cm und 12.7 cm (2.5 Zoll und 5.0 Zoll) über dem Boden des Zehenteilstücks (28) endet.

4. Fußprothese nach Anspruch 1, 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß sich das Fußteil (24) von dem Knöchelteilstück (26) zu dem Zehenteilstück (28) verjüngt, wobei eine im wesentlichen gleichmäßige Verteilung der Belastung erreicht wird.

5. Fußprothese nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Dicke des Zehenteilstücks (28) etwa einem Drittel bis der Hälfte der Dicke des Knöchelteilstücks (26) entspricht.

6. Fußprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß das Zehenteilstück (28) und das Fersenteilstück (40) im wesentlichen flach sowie koplanar oder parallel zu einander sind.

7. Fußprothese nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß das Fersenteilstück (40) so ausgebildet ist, daß es an einer Stelle zwischen dem Knöchelteilstück (26) und dem Zehenteilstück (28) wahlweise befestigt und gelöst werden kann.

8. Fußprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß das obere Teilstück (30) so ausgebildet ist, daß es an einem zylindrischen Tragrohr (22) mit Hilfe eines Befestigungselements (32) befestigt werden kann, welches eine an das obere Teilstück (30) angepaßte, im wesentlichen flache Oberfläche an der einen Seite und eine an das zylindrische Tragrohr (22) angepaßte, im wesentlichen konkave zylindrische Oberfläche an der gegenüberliegenden Seite aufweist.

9. Fußprothese nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß das Befestigungselement (32) zwischen der Vorderseite des oberen Teilstückes (30) relativ zu der Vorwärtsrichtung des Amputierten und der Rückseite des zylindrischen Tragrohrs (22) befestigt ist.