RU2508078C1 - Способ и устройство для управления ортезом или протезом коленного сустава - Google Patents

Способ и устройство для управления ортезом или протезом коленного сустава Download PDF

Info

Publication number
RU2508078C1
RU2508078C1 RU2012124094/14A RU2012124094A RU2508078C1 RU 2508078 C1 RU2508078 C1 RU 2508078C1 RU 2012124094/14 A RU2012124094/14 A RU 2012124094/14A RU 2012124094 A RU2012124094 A RU 2012124094A RU 2508078 C1 RU2508078 C1 RU 2508078C1
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
resistance
joint
inertia
angle
knee
Prior art date
Application number
RU2012124094/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2012124094A (ru
Inventor
Мартин ЗЕИР
Роланд ПАВЛИК
Константин ПОП
Филипп КАМПАС
Original Assignee
Отто Бок Хелткэр Продактс Гмбх
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 Отто Бок Хелткэр Продактс Гмбх filed Critical Отто Бок Хелткэр Продактс Гмбх
Publication of RU2012124094A publication Critical patent/RU2012124094A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2508078C1 publication Critical patent/RU2508078C1/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/60—Artificial legs or feet or parts thereof
    • A61F2/64—Knee joints
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/68—Operating or control means
    • A61F2/70—Operating or control means electrical
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/68—Operating or control means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2002/5003—Prostheses not implantable in the body having damping means, e.g. shock absorbers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2002/5016—Prostheses not implantable in the body adjustable
    • A61F2002/5033—Prostheses not implantable in the body adjustable for adjusting damping
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/68—Operating or control means
    • A61F2002/6818—Operating or control means for braking
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/68—Operating or control means
    • A61F2/70—Operating or control means electrical
    • A61F2002/701—Operating or control means electrical operated by electrically controlled means, e.g. solenoids or torque motors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/68—Operating or control means
    • A61F2/70—Operating or control means electrical
    • A61F2002/704—Operating or control means electrical computer-controlled, e.g. robotic control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/76—Means for assembling, fitting or testing prostheses, e.g. for measuring or balancing, e.g. alignment means
    • A61F2002/7615—Measuring means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/76—Means for assembling, fitting or testing prostheses, e.g. for measuring or balancing, e.g. alignment means
    • A61F2002/7615—Measuring means
    • A61F2002/7625—Measuring means for measuring angular position
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B25—HAND TOOLS; PORTABLE POWER-DRIVEN TOOLS; MANIPULATORS
    • B25J—MANIPULATORS; CHAMBERS PROVIDED WITH MANIPULATION DEVICES
    • B25J9/00—Programme-controlled manipulators
    • B25J9/16—Programme controls
    • G—PHYSICS
    • G05—CONTROLLING; REGULATING
    • G05D—SYSTEMS FOR CONTROLLING OR REGULATING NON-ELECTRIC VARIABLES
    • G05D1/00—Control of position, course, altitude or attitude of land, water, air or space vehicles, e.g. using automatic pilots
    • G05D1/02—Control of position or course in two dimensions

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
  • Prostheses (AREA)

Abstract

Группа изобретений относится к медицине. Способ управления искусственным ортезом или протезом сустава нижней конечности содержит создающее сопротивление приспособление, которое снабжено по меньшей мере одним исполнительным механизмом, с помощью которого изменяется сопротивление сгибанию и/или сопротивление разгибанию в зависимости от данных датчиков. Во время пользования суставом с помощью датчиков обеспечивается информация состояния. Сопротивление сгибанию в фазе стояния повышают или не уменьшают, когда выявляют уменьшающийся в направлении вертикали угол инерции голенной части и одновременно нагруженную плюсну. Устройство для осуществления упомянутого способа содержит регулируемое создающее сопротивление приспособление, которое расположено между двумя установленными шарнирно друг относительно друга компонентами искусственного ортеза или протеза коленного сустава, управляющий блок и датчики для получения информации о состоянии устройства. В устройстве предусмотрено регулировочное приспособление, и с помощью этого регулировочного приспособления обеспечивается возможность активирования или деактивирования изменения сопротивления в зависимости от нагрузки. Изобретения обеспечивают возможность того, что колено можно автоматически нагружать или блокировать при ходьбе назад с помощью повышенного сопротивления, без необходимости сознательного включения или выключения режима. 2 н. и 14 з.п.ф-лы, 2 ил.

Description

Изобретение относится к способу управления ортезом или протезом сустава нижней конечности с создающим сопротивление приспособлением, которое снабжено по меньшей мере одним исполнительным механизмом, с помощью которого изменяется сопротивление сгибанию и/или разгибанию в зависимости от данных датчиков, причем во время использования сустава с помощью датчиков обеспечивается информация состояния. Способ и устройство можно применять наряду с применением в протезе коленного сустава, среди прочего, также в протезах тазобедренных суставов.
При использовании выкидных пружин в протезах тазобедренных суставов проблема состоит в том, что бедро при снятии нагрузки сгибается, что при нормальном цикле ходьбы является желательным в качестве облегчения сгибания, однако при ходьбе назад приводит носителя протеза в нежелательную ситуацию.
Искусственные суставы, в частности отрезы или протезы коленных суставов, имеют верхнюю соединительную часть и нижнюю соединительную часть, которые соединены друг с другом с помощью шарнирного приспособления. На верхней соединительной части расположена гильза для размещения культи бедра или шины бедра, в то время как на нижней соединительной части расположена ножка для голени или шина голени. В простейшем случае верхняя соединительная часть соединена с возможностью поворота с нижней соединительной частью с помощью одноосевого шарнира. Такая система является достаточной лишь в исключительных случаях для обеспечения желаемого успеха, например поддержки при использовании ортеза или естественной походки при использовании в протезе.
Для максимально естественного выполнения различных требований во время различных фаз шага или других движений предусмотрены создающие сопротивление приспособления, которые обеспечивают сопротивление сгибанию или сопротивление разгибанию. С помощью сопротивления сгибанию устанавливается, насколько легко ножка голени или шина голени совершает маховое движение назад относительно гильзы бедра или шины бедра при приложении силы. Поэтому в коленном суставе с помощью сопротивления сгибанию устанавливается, насколько легко ножка голени или шина голени совершает маховое движение назад относительно гильзы бедра или шины бедра при приложении силы. Сопротивление разгибанию тормозит движение вперед ножки голени или шины голени и обеспечивает, среди прочего, упор для разгибания. В других типах суставов, таких как тазобедренный сустав или голеностопный сустав, эти соображения справедливы в соответствии с кинематическими условиями.
С помощью регулируемых создающих сопротивление приспособлений можно согласовывать сопротивление сгибанию и/или сопротивление разгибанию с пользователем протеза или ортеза или учитывать различные ситуации ходьбы или движения с целью обеспечения согласованного с изменяющимися условиями сопротивления.
Из DE 10 2008 008 284 А1 известен ортопедический коленный сустав с верхней частью и расположенной на ней с возможностью поворота нижней частью, который снабжен несколькими датчиками, например датчиком угла сгибания, датчиком ускорения, датчиком наклона и/или датчиком силы. Упор для разгибания устанавливается в зависимости от получаемых данных датчиков.
В DE 10 2006 021 802 А1 приведено описание устройства управления пассивного протеза коленного сустава с регулируемым демпфированием в направлении сгибания для согласования устройства протеза с верхними соединительными средствами и соединительным элементом для искусственной ступни. Согласование осуществляется для поднимания по лестнице, при этом обнаруживается имеющее небольшой момент поднимание протеза ступни, и в фазе подъема демпфирование сгибания уменьшается ниже уровня, который подходит для ходьбы по плоскости. Демпфирование сгибания можно увеличивать в зависимости от изменения угла колена и в зависимости от воздействующей на голень осевой силы.
В DE 10 2007 053 389 А1 приведено описание способа и устройства для управления ортопедическим суставом нижней конечности по меньшей мере с одной степенью свободы с регулируемым исполнительным механизмом для согласования ортопедического устройства, которое имеет верхние соединительные средства и шарнирно расположенный дистально относительно соединительных средств ортопедический сустав, с ситуациями ходьбы, которые отклоняются от ходьбы по плоскости. При этом с помощью датчиков измеряется несколько параметров ортопедического устройства, измеренные параметры сравниваются с критериями, которые созданы на основании нескольких параметров и/или хода изменения параметров и введены в вычислительный блок, и выбирается критерий, который пригоден на основании определяемых параметров или изменения параметров. На основании выбранного критерия устанавливаются сопротивления разгибанию, величины движения, приводные силы и/или ход их изменения с целью управления особыми функциями, которые отличаются от ходьбы по плоскости. Угол опрокидывания части ортопедического устройства в пространстве и/или ход изменения угла опрокидывания части ортопедического устройства можно использовать в качестве параметров.
В ЕР 1237513В1 приведено описание протеза или ортеза с управляющим устройством и связанным с ним датчиком, который измеряет угол наклона относительно неподвижной линии соединенной с суставом части. На основании данных угла наклона изменяются свойства движения сустава, т.е. сустав тормозится или деблокируется.
Кроме того, из уровня техники известны так называемые коленные шарниры с тормозом, в которых механически увеличивается сопротивление сгибанию и сопротивление разгибанию при возрастающей осевой нагрузке. Это достигается в простейшем случае тем, что предусмотрены две тормозные поверхности, которые прижимаются друг к другу силой реакции грунта. Такое выполнение тормозного приспособления не применимо в современных протезах коленных суставов с управляемыми создающими сопротивление приспособлениями.
Задачей данного изобретения является создание способа и устройства, с помощью которых колено можно автоматически нагружать или блокировать при ходьбе назад с помощью повышенного сопротивления, без необходимости сознательного включения или выключения режима.
Эта задача решена согласно изобретению с помощью способа согласно независимому пункту 1 формулы изобретения и устройства согласно независимому пункту 16 формулы изобретения. Предпочтительные варианты выполнения и модификации изобретения указаны в зависимых пунктах формулы изобретения.
Предлагаемый согласно изобретению способ управления искусственным ортезом или протезом коленного сустава, который содержит создающее сопротивление приспособление, которое снабжено по меньшей мере одним исполнительным механизмом, с помощью которого изменяется сопротивление сгибанию и/или сопротивление разгибанию в зависимости от данных датчиков, при этом во время использования сустава с помощью датчиков обеспечивается информация состояния, предусматривает, что сопротивление сгибанию в фазе стояния повышают или не уменьшают, когда определяют уменьшающийся в направлении вертикали угол инерции голенной части и одновременно нагруженную плюсну. За счет связи измеряемой датчиком величины уменьшающегося угла инерции голенной части в направлении вертикали с наличием нагрузки на плюсну можно надежно обнаруживать ходьбу назад и не инициировать маховую фазу, т.е. не уменьшать сопротивления сгибанию, с целью предотвращения сгибания коленного сустава, когда при ходьбе назад нога с протезом ставится назад и осуществляется наступание на него. При этом возможно, что нога с протезом нагружается в направлении сгибания без подкашивания, так что снабженный ортезом или протезом пациент может идти назад без необходимости особого активирования блокирования. Если распознается ходьба назад, то предпочтительно, когда сопротивление сгибанию повышается или не уменьшается, так что в любом случае не выполняется активирование маховой фазы.
В одной модификации изобретения предусмотрено, что сопротивление повышают или, по меньшей мере, не уменьшают, когда угловая скорость инерции части сустава становится ниже порогового значения, или другими словами, что инициируют маховую фазу с уменьшением сопротивления сгибанию, когда угловая скорость инерции превышает заданное пороговое значение. Возможно также, что посредством определения угла инерции части сустава, в частности голенной части, и угловой скорости инерции части сустава, в частности голенной части, определяют, что пользователь протеза или пользователь ортеза движется назад, и требуется блокированный против сгибания или сильно заторможенный коленный сустав. В соответствии с этим, сопротивление, если оно еще является не достаточно высоким, повышается, так что коленный сустав может быть при необходимости блокирован.
Кроме того, может быть предусмотрено, что определяют ход изменения нагрузки плюсны и повышают сопротивление или не уменьшают, если при уменьшающемся угле инерции увеличивается нагрузка плюсны. В то время, как при движении вперед после удара пяткой нагрузка плюсны увеличивается лишь тогда, когда голенная часть поворачивается за вертикаль вперед, при ходьбе назад нагрузка плюсны уменьшается при уменьшающемся угле инерции, так что при наличии обоих состояний, а именно уменьшающегося угла инерции и уменьшающейся нагрузке плюсны, можно делать вывод о ходьбе назад. В соответствии с этим, сопротивление затем увеличивают до значения, которое предусмотрено для ходьбы назад.
Кроме того, может быть предусмотрено, что сопротивление повышают, соответственно, не уменьшают, когда угол колена составляет меньше 15°. За счет этого исключается, что во время маховой фазы или при согнутом колене при соответствующих углах или угловых скоростях коленный сустав блокируется и больше не может быть согнут. Таким образом, ходьбу назад можно выполнять лишь тогда, когда нога с протезом находится в вытянутом или почти вытянутом положении. Может быть также предусмотрено, что сопротивление повышают или не уменьшают, хотя угол колена составляет больше 15°, когда угловая скорость колена очень мала или имеется статическое состояние, т.е. нога с протезом отставлена назад и не инициировано движение назад. В этом статическом случае трудно распознавать, должно ли состояться движение вперед или назад.
Другим параметром может быть момент колена, который измеряется и служит в качестве основания для повышения или не уменьшения сопротивления. Когда определяют действующий в направлении сгибания момент колена, т.е. когда протез ступни поставлен, и в колене обнаружен момент сгибания, то представлена ситуация, в которой можно предполагать ходьбу назад, так что в этом случае оправдано блокирование сгибания, т.е. повышение сопротивления до значения, которое не обеспечивает возможность сгибания.
Угол инерции голенной части можно определять непосредственно с помощью сенсорного приспособления, которое расположено на голенной части, или же по углу инерции другой соединительной части, например бедренной части, и также по определяемому углу сустава. Поскольку угол сустава между бедренной частью и голенной частью можно использовать также для других сигналов управления, то за счет расположения нескольких датчиков и многократного использования сигналов достигается избыточность, так что при выходе из строя одного датчика протез или ортез остается работоспособным. Изменение угла инерции одной части сустава можно определять непосредственно с помощью гироскопа или посредством дифференцирования сигнала угла инерции части сустава или по сигналу угла инерции одной соединительной части и углу сустава.
Сопротивление сгибанию можно уменьшать в фазе стояния до подходящего для маховой фазы значения, когда определяется увеличивающийся относительно вертикали угол инерции голенной части. Увеличивающийся угол инерции голенной части указывает на то, что пользователь протеза или пользователь ортеза находится в движении вперед, при этом в качестве центра тяжести принимается дистальный конец голенной части. Предусмотрено, что уменьшение осуществляется лишь тогда, когда увеличение угла инерции лежит выше порогового значения. Кроме того, можно уменьшать сопротивление, когда движение голенной части относительно бедренной части происходит не со сгибанием, т.е. с разгибанием или остается постоянным, что означает движение вперед. Сопротивление можно также уменьшать, когда имеется распрямляющий момент колена.
Кроме того, может быть предусмотрено, что определяют расстояние вектора силы реакции грунта до одной части сустава и уменьшают сопротивление тогда, когда превышается пороговое значение расстояния, т.е. когда расстояние вектора силы реакции грунта составляет больше минимального расстояния до одной части сустава, например до продольной оси голенной части на определенной высоте или до поворотной оси коленного сустава.
Сопротивление можно снова уменьшать до пригодного для маховой фазы значения, когда определяется, что момент колена изменился с разгибания на сгибание. При этом уменьшение происходит непосредственно после изменения момента колена с разгибания на сгибание.
Кроме того, может быть предусмотрено, что сопротивление после уменьшения снова увеличивают до значения в фазе стояния, если в течение заданного времени после уменьшения сопротивления не достигается пороговое значение для угла инерции одного компонента сустава, для угловой скорости инерции, для силы реакции грунта, для момента сустава или для расстояния вектора силы до одного компонента сустава. Другими словами, сустав устанавливают снова в состояние фазы стояния, если в течение заданного времени после смены в состояние маховой фазы действительно обнаруживают маховую фазу. Это основывается на том, что инициирование маховой фазы происходит уже перед отрывом носка от грунта с целью обеспечения возможности своевременного инициирования маховой фазы. Однако если маховая фаза затем не будет инициирована, что имеет место, например, при круговом движении, необходимо снова переключаться на обеспечивающее безопасность сопротивление фазы стояния. Для этого предусмотрен таймер, с помощью которого проверяют, имеется ли в течение определенного времени ожидаемое значение для одного из указанных выше параметров. Сопротивление остается уменьшенным, так что остается активированной маховая фаза, когда обнаруживается увеличение угла колена, т.е. когда действительно инициирована маховая фаза. Возможно также, что после достижения порогового значения и деблокирования маховой фазы таймер включается лишь тогда, когда достигается второе пороговое значение, которое меньше первого порогового значения. Может быть также предусмотрено, что сопротивление после уменьшения снова повышают до значения фазы стояния, если после уменьшения сопротивления и достижения после уменьшения порогового значения для угла инерции одного компонента сустава, угловой скорости инерции, силы реакции грунта, момента сустава или расстояния вектора силы до компонент сустава в течение заданного времени не достигается другое пороговое значение для угла инерции, угловой скорости инерции, для силы реакции грунта, для момента сустава или для расстояния вектора силы до одного компонента сустава.
Для управления искусственными суставами на основании данных датчиков, устанавливают такие датчики, которые как раз необходимы для обеспечения стандарта безопасности при обнаружении переходов между фазами ходьбы. Если применяются выходящие за пределы минимальных требований датчики, например с целью повышения стандарта безопасности, то эта избыточность датчиков позволяет реализовать управление, которое использует не все расположенные в суставе или на суставе датчики и, тем не менее, обеспечивает минимальный стандарт безопасности. Предусмотрено использование избыточности датчиков для реализации альтернативных управлений, которые в случае неисправности датчиков все же обеспечивают ходьбу с маховой фазой и минимальный стандарт безопасности.
Устройство для осуществления указанного выше способа, содержащее регулируемое создающее сопротивление приспособление, которое расположено между двумя установленными шарнирно друг относительно друга компонентами искусственного ортеза или протеза коленного сустава, управляющий блок и датчики, которые измеряют информацию состояния устройства, характеризуется тем, что предусмотрено регулировочное приспособление, и с помощью регулировочного приспособления обеспечивается возможность активирования или деактивирования изменения сопротивления в зависимости от нагрузки. В зависимости от наличия или отсутствия нагрузки плюсны активируется или деактивируется создающее сопротивление приспособление. За счет этого, наряду с автоматическим распознаванием ходьбы назад и автоматическим согласованием сопротивления, достигается также сознательное активирование режима ходьбы назад, а также можно выключать этот режим и удалять из стандартной программы управления коленом.
Ниже приводится более подробное пояснение примеров выполнения со ссылками на прилагаемые чертежи, на которых схематично изображено:
Фиг.1 - протез во время ходьбы назад; и
Фиг.2 - протез в согнутом положении.
На Фиг.1 показан протез с бедренной частью 1 и шарнирно соединенной с ней голенной частью 2. На дистальном конце голенной части 2 расположен протез 3 ступни. Голенная часть 2 шарнирно соединена с бедренной частью 1 через протез 4 коленного сустава. Бедренная часть 1 выполнена в виде гильзы для бедра, так что культю бедра можно вводить в нее и закреплять. Угол αI инерции является абсолютным углом компонента сустава относительно вертикали, из которого получается угловая скорость ωI инерции как производная угла инерции во времени. Исходя из ситуации стояния, при ходьбе назад нога, в данном случае протез, ставится назад, т.е. противоположно нормальному направлению взгляда пользователя протеза. За счет этого получается, что угол αI инерции голенной части 2 относительно направления силы тяжести, которая представлена вектором g силы тяжести, сначала уменьшается до постановки протеза 3 ступни на грунт. После постановки точкой поворота является протез ступни. Когда пациент идет назад, то после постановки ступни угол αI инерции уменьшается, тем самым угловая скорость ωI инерции становится отрицательной. Таким образом, в этой ситуации можно с помощью угловой скорости ωI инерции различать между ходьбой вперед и ходьбой назад. В то время как при ходьбе вперед в соответствующей ситуации, т.е. при нагрузке плюсны и опрокинутом вперед протезе и положительной угловой скорости ωI инерции необходимо уменьшать сопротивление для маховой фазы, при ходьбе назад в этой ситуации, т.е. при нагрузке плюсны и опрокинутом вперед протезе и отрицательной угловой скорости ωI инерции, сопротивление для маховой фазы не должно уменьшаться. Угол αI инерции получается, как показано на Фигуре, между вертикалью и продольным направлением голенной части 2. При этом в качестве поворотной точки или центра тяжести для определения увеличивающегося угла αI инерции принимается дистальный конец голенной части 2, так что угол αI инерции получается, как показано на Фигуре, от вертикали до продольного направления голенной части 2. Продольное направление или продольная ось голенной части 2 проходит через поворотную ось протеза коленного сустава и предпочтительно также через поворотную ось голеностопного сустава или же центрально между протезом ступни 3 и голенной частью 2. Угол αI инерции голенной части 2 можно определять непосредственно с помощью расположенного на голенной части 2 сенсорного приспособления, в качестве альтернативного решения его можно определять с помощью датчика на бедренной части 1 и датчика угла колена, который измеряет угол между бедренной частью 1 и голенной частью 2.
Для определения угловой скорости инерции определяется изменение угла αI инерции во времени, так что получается угловая скорость ωI инерции, которую можно определять по величине и направлению. Если имеется определенный угол αI инерции и определенная угловая скорость ωI инерции, то инициируется маховая фаза, если превышается определенное пороговое значение для угловой скорости ωI инерции. Если имеется уменьшающийся угол αI инерции и, кроме того, еще нагрузка плюсны, то можно делать вывод о ходьбе назад, так что сопротивление сгибанию не уменьшается, а сохраняется или повышается, чтобы не инициировать сгибание в маховой фазе.
На Фиг.2 показан протез в плоско установленном на грунт положении, и эта Фигура служит для определения знаков в данном описании. При другом определении знаков могут быть, соответственно, другие обозначения. При этом угол αK колена соответствует углу бедренной части 1 относительно голенной части 2, в соответствии с этим, угловая скорость ωK колена получается как производная угла αK колена во времени. Вокруг шарнирной оси протеза 4 коленного сустава действует момент МК колена, который в направлении разгибания принимается как действующий положительно. Если имеется угловая скорость сустава, то исходят из того, что сустав сгибается под нагрузкой. Таким образом, уменьшение сопротивления вызывало бы внезапно ненадежную ситуацию и поэтому должно быть исключено. То же относится к слишком большому углу αK колена, который указывает на то, что протез уже согнут и изменение сопротивления снова приводило бы внезапно к ненадежной ситуации и поэтому должно быть исключено.
Кроме того, могут быть также определены другие углы инерции, которые должны достигать заданного порогового значения для принятия решения о ходьбе назад или инициировании маховой фазы. При этом можно использовать угол инерции голенной части 2, протеза 3 ступни или бедренной части 1.

Claims (16)

1. Способ управления искусственным ортезом или протезом сустава нижней конечности, содержащий создающее сопротивление приспособление, которое снабжено по меньшей мере одним исполнительным механизмом, с помощью которого изменяется сопротивление сгибанию и/или сопротивление разгибанию в зависимости от данных датчиков, причем во время пользования суставом с помощью датчиков обеспечивается информация состояния, отличающийся тем, что сопротивление сгибанию в фазе стояния повышают или не уменьшают, когда выявляют уменьшающийся в направлении вертикали угол инерции голенной части и одновременно нагруженную плюсну.
2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что сопротивление повышают или не уменьшают, если угловая скорость инерции одной части сустава оказывается ниже порогового значения.
3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что определяют ход изменения нагрузки плюсны и повышают или не уменьшают сопротивление, если при уменьшающемся угле инерции повышается нагрузка плюсны.
4. Способ по п. 1, отличающийся тем, что сопротивление повышают или не уменьшают, если угол колена составляет меньше 15°.
5. Способ по п. 1, отличающийся тем, что определяют момент колена и сопротивление повышают или не уменьшают, если устанавливают момент колена, действующий в направлении сгибания.
6. Способ по п. 1, отличающийся тем, что угол инерции голенной части определяют либо непосредственно, либо по углу инерции другой соединительной части и углу сустава.
7. Способ по п. 1, отличающийся тем, что изменение угла инерции одной части сустава определяют непосредственно с помощью гироскопа или посредством дифференцирования сигнала угла инерции части сустава, или по сигналу угла инерции одной соединительной части и углу сустава.
8. Способ по п. 1, отличающийся тем, что сопротивление сгибанию уменьшают в фазе стояния, если определяют увеличивающийся относительно вертикали угол инерции голенной части.
9. Способ по п. 1, отличающийся тем, что уменьшают сопротивление, если движение голенной части относительно бедренной части не является сгибающим.
10. Способ по п. 1, отличающийся тем, что сопротивление уменьшают, если имеется распрямляющий момент колена.
11. Способ по п. 1, отличающийся тем, что определяют расстояние вектора силы реакции грунта до одной части сустава и уменьшают сопротивление, когда превышается пороговое значение для этого расстояния.
12. Способ по п. 1, отличающийся тем, что сопротивление после уменьшения снова увеличивают до значения в фазе стояния, если в течение заданного времени после уменьшения сопротивления не достигается пороговое значение для угла инерции одного компонента сустава, для угловой скорости инерции, для силы реакции грунта, для момента сустава или для расстояния вектора силы до одного компонента сустава.
13. Способ по п. 1, отличающийся тем, что сопротивление после уменьшения снова повышают до значения фазы стояния, если после уменьшения сопротивления и достижения после уменьшения порогового значения для угла инерции одного компонента сустава, угловой скорости инерции, силы реакции грунта, момента сустава или расстояния вектора силы до компонента сустава в течение заданного времени не достигается другое пороговое значение для угла инерции, угловой скорости инерции, для силы реакции грунта, для момента сустава или для расстояния вектора силы до одного компонента сустава.
14. Способ по п. 12, отличающийся тем, что сопротивление остается уменьшенным, если обнаруживают увеличение угла сустава.
15. Способ по п. 1, отличающийся тем, что в случае неисправности приспособлений для измерения моментов, сил и/или углов сустава используют альтернативные алгоритмы управления на основе остальных приспособлений для изменения сопротивления разгибанию и/или сопротивления сгибанию.
16. Устройство для осуществления способа по любому из пп. 1-15, содержащее регулируемое создающее сопротивление приспособление, которое расположено между двумя установленными шарнирно друг относительно друга компонентами искусственного ортеза или протеза коленного сустава, управляющий блок и датчики для получения информации о состоянии устройства, отличающееся тем, что предусмотрено регулировочное приспособление и с помощью этого регулировочного приспособления обеспечивается возможность активирования или деактивирования изменения сопротивления в зависимости от нагрузки.
RU2012124094/14A 2009-11-13 2010-11-12 Способ и устройство для управления ортезом или протезом коленного сустава RU2508078C1 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102009052895A DE102009052895A1 (de) 2009-11-13 2009-11-13 Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung eines künstlichen orthetischen oder prothetischen Kniegelenkes
DE102009052895.4 2009-11-13
PCT/EP2010/006893 WO2011057792A1 (de) 2009-11-13 2010-11-12 Verfahren und vorrichtung zur steuerung eines künstlichen orthetischen oder prothetischen kniegelenks

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2012124094A RU2012124094A (ru) 2013-12-20
RU2508078C1 true RU2508078C1 (ru) 2014-02-27

Family

ID=43608146

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2012124094/14A RU2508078C1 (ru) 2009-11-13 2010-11-12 Способ и устройство для управления ортезом или протезом коленного сустава

Country Status (10)

Country Link
US (2) US10398575B2 (ru)
EP (1) EP2498726B1 (ru)
JP (1) JP5394579B2 (ru)
CN (1) CN102647963B (ru)
BR (1) BR112012011272B1 (ru)
CA (1) CA2780511C (ru)
DE (1) DE102009052895A1 (ru)
RU (1) RU2508078C1 (ru)
TW (1) TWI530278B (ru)
WO (1) WO2011057792A1 (ru)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2017160183A1 (en) 2016-03-15 2017-09-21 Shchukin Sergey Igorevich Method of bionic control of technical devices.
RU2673151C1 (ru) * 2017-07-26 2018-11-22 Сергей Игоревич Щукин Способ бионического управления техническими устройствами

Families Citing this family (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10842653B2 (en) 2007-09-19 2020-11-24 Ability Dynamics, Llc Vacuum system for a prosthetic foot
DE102009052887B4 (de) * 2009-11-13 2016-09-15 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung eines orthetischen oder prothetischen Gelenkes einer unteren Extremität
US8915968B2 (en) 2010-09-29 2014-12-23 össur hf Prosthetic and orthotic devices and methods and systems for controlling the same
DE102012003369A1 (de) 2012-02-22 2013-08-22 Otto Bock Healthcare Gmbh Verfahren zur Steuerung eines künstlichen Orthesen- oder Prothesenkniegelenks
DE102013013810B3 (de) * 2013-08-22 2015-02-19 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung eines künstlichen Orthesen- oder Prothesenkniegelenkes
CN104688393A (zh) * 2015-02-12 2015-06-10 浙江理工大学 一种具有电脉冲装置及激光器装置的下肢假肢
DE102015106392B4 (de) 2015-04-24 2020-07-09 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung der Standphasendämpfung eines künstlichen Kniegelenks
DE102015106391B4 (de) * 2015-04-24 2020-07-09 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung eines künstlichen Kniegelenkes
DE102015106390B4 (de) * 2015-04-24 2016-11-10 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung einer Dämpfungsveränderung
JP6400530B2 (ja) 2015-06-19 2018-10-03 ナブテスコ株式会社 義足膝継手およびその制御方法
DE102019118118B4 (de) * 2019-07-04 2021-02-18 Ottobock Se & Co. Kgaa Protheseneinrichtung für eine untere Extremität, Einstelleinrichtung für eine Protheseneinrichtung sowie Verfahren zum manuellen Einstellen
DE102020004336A1 (de) 2020-07-20 2022-01-20 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung einer Prothese oder Orthese
CN116999034B (zh) * 2023-09-28 2023-12-22 中国康复科学所(中国残联残疾预防与控制研究中心) 一种评估系统及评估方法
CN117257281B (zh) * 2023-11-22 2024-04-09 浙江强脑科技有限公司 一种假腿摔倒防护方法、装置、设备及存储介质
CN117357313B (zh) * 2023-12-08 2024-04-09 浙江强脑科技有限公司 基于意图切换的阻力控制方法、装置、假肢、终端及介质

Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1992018071A1 (en) * 1991-04-19 1992-10-29 Rincoe Richard G Prosthetic knee joint
RU2076670C1 (ru) * 1994-06-07 1997-04-10 Ракетно-космическая корпорация "Энергия" им.С.П.Королева Шарнирный коленный сустав протеза нижних конечностей
RU2089138C1 (ru) * 1991-12-05 1997-09-10 Ортопедическое предприятие ОТТО БОКа Способ управления коленным сочленением протеза ноги и устройство для его осуществления
EP1237513A1 (en) * 1999-12-17 2002-09-11 Respecta Oy Support device replacing the existence or function of a limb
RU2254832C1 (ru) * 2003-11-26 2005-06-27 Общество с ограниченной ответственностью "МЕТИЗ" Искусственный коленный сустав с регулированием сил подтормаживания раздельно при сгибании и разгибании
RU2254834C1 (ru) * 2003-12-29 2005-06-27 Общество с ограниченной ответственностью "МЕТИЗ" Одноосный искусственный коленный сустав с замком
RU2271779C2 (ru) * 2000-03-29 2006-03-20 Массачусеттс Инститьют Оф Текнолоджи Способ адаптивного управления амортизацией протезного колена в фазе стояния, способ адаптивного управления амортизацией момента протезного колена в фазе ходьбы, протезное колено, приспосабливающееся для управления моментом амортизации во время фазы стояния человека без ноги, и протезный узел
US20060122710A1 (en) * 2002-08-22 2006-06-08 Stephane Bedard Control device and system for controlling an actuated prosthesis
US7087090B2 (en) * 2003-11-19 2006-08-08 Bloorview Macmillan Centre Artificial knee joint
US7455696B2 (en) * 2004-05-07 2008-11-25 össur hf Dynamic seals for a prosthetic knee
DE102007053389A1 (de) * 2007-11-07 2009-05-20 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Verfahren zur Steuerung eines orthopädischen Gelenkes

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19521464C2 (de) 1995-06-13 1999-08-19 Leuven K U Res & Dev Verfahren zur Steuerung der Kniebremse eines Prothesen-Kniegelenkes sowie Oberschenkelprothese
DE19859931A1 (de) 1998-12-24 2000-07-06 Biedermann Motech Gmbh Beinprothese mit einem künstlichen Kniegelenk und Verfahren zur Steuerung einer Beinprothese
JP2005230207A (ja) * 2004-02-19 2005-09-02 Japan Labour Health & Welfare Organization 健脚制御大腿義足
US20070043449A1 (en) * 2005-03-31 2007-02-22 Massachusetts Institute Of Technology Artificial ankle-foot system with spring, variable-damping, and series-elastic actuator components
DE102005051646A1 (de) 2005-10-26 2007-05-10 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Kg Verfahren zur Überprüfung der Einstellung eines Prothesenkniegelenks
DE102006021802A1 (de) 2006-05-09 2007-11-15 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Kg Steuerung eines passiven Prothesenkniegelenkes mit verstellbarer Dämpfung
US7578799B2 (en) * 2006-06-30 2009-08-25 Ossur Hf Intelligent orthosis
DE102008008284A1 (de) 2008-02-07 2009-08-13 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthopädisches Kniegelenk sowie Verfahren zur Steuerung eines orthopädischen Kniegelenkes
US8652218B2 (en) * 2008-04-21 2014-02-18 Vanderbilt University Powered leg prosthesis and control methodologies for obtaining near normal gait
CA2728340C (en) * 2008-06-16 2016-01-26 Berkeley Bionics Semi-actuated transfemoral prosthetic knee
DE102015106384B4 (de) * 2015-04-24 2017-09-07 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung einer Dämpfungsveränderung bei einem künstlichen Gelenk

Patent Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1992018071A1 (en) * 1991-04-19 1992-10-29 Rincoe Richard G Prosthetic knee joint
RU2089138C1 (ru) * 1991-12-05 1997-09-10 Ортопедическое предприятие ОТТО БОКа Способ управления коленным сочленением протеза ноги и устройство для его осуществления
RU2076670C1 (ru) * 1994-06-07 1997-04-10 Ракетно-космическая корпорация "Энергия" им.С.П.Королева Шарнирный коленный сустав протеза нижних конечностей
EP1237513A1 (en) * 1999-12-17 2002-09-11 Respecta Oy Support device replacing the existence or function of a limb
RU2271779C2 (ru) * 2000-03-29 2006-03-20 Массачусеттс Инститьют Оф Текнолоджи Способ адаптивного управления амортизацией протезного колена в фазе стояния, способ адаптивного управления амортизацией момента протезного колена в фазе ходьбы, протезное колено, приспосабливающееся для управления моментом амортизации во время фазы стояния человека без ноги, и протезный узел
US20060122710A1 (en) * 2002-08-22 2006-06-08 Stephane Bedard Control device and system for controlling an actuated prosthesis
US7087090B2 (en) * 2003-11-19 2006-08-08 Bloorview Macmillan Centre Artificial knee joint
RU2254832C1 (ru) * 2003-11-26 2005-06-27 Общество с ограниченной ответственностью "МЕТИЗ" Искусственный коленный сустав с регулированием сил подтормаживания раздельно при сгибании и разгибании
RU2254834C1 (ru) * 2003-12-29 2005-06-27 Общество с ограниченной ответственностью "МЕТИЗ" Одноосный искусственный коленный сустав с замком
US7455696B2 (en) * 2004-05-07 2008-11-25 össur hf Dynamic seals for a prosthetic knee
DE102007053389A1 (de) * 2007-11-07 2009-05-20 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Verfahren zur Steuerung eines orthopädischen Gelenkes

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2017160183A1 (en) 2016-03-15 2017-09-21 Shchukin Sergey Igorevich Method of bionic control of technical devices.
RU2673151C1 (ru) * 2017-07-26 2018-11-22 Сергей Игоревич Щукин Способ бионического управления техническими устройствами

Also Published As

Publication number Publication date
US11419739B2 (en) 2022-08-23
BR112012011272A2 (pt) 2016-04-12
DE102009052895A1 (de) 2011-05-19
US10398575B2 (en) 2019-09-03
CN102647963B (zh) 2014-11-26
CA2780511A1 (en) 2011-05-19
TWI530278B (zh) 2016-04-21
US20190380847A1 (en) 2019-12-19
US20120232674A1 (en) 2012-09-13
BR112012011272B1 (pt) 2020-02-04
JP2013510604A (ja) 2013-03-28
EP2498726B1 (de) 2014-05-07
EP2498726A1 (de) 2012-09-19
JP5394579B2 (ja) 2014-01-22
WO2011057792A1 (de) 2011-05-19
CN102647963A (zh) 2012-08-22
RU2012124094A (ru) 2013-12-20
TW201121522A (en) 2011-07-01
CA2780511C (en) 2017-01-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2508078C1 (ru) Способ и устройство для управления ортезом или протезом коленного сустава
US11717423B2 (en) Method for controlling an artificial orthotic or prosthetic knee joint
RU2484789C2 (ru) Способ управления ортопедическим суставом
RU2661000C2 (ru) Способ управления искусственным ортезным или протезным коленным суставом
RU2533967C2 (ru) Способ и устройство для управления ортезом или протезом сустава
RU2572741C2 (ru) Способ и устройство для управления ортезом или протезом сустава нижней конечности
CN102076284B (zh) 具有关节的矫形外科装置以及用于控制该矫形外科装置的方法
EP2967920B1 (en) Prosthetic ankle: a method of controlling based on adaptation to speed
US20120215323A1 (en) Device and method for controlling an artificial orthotic or prosthetic joint
RU2715683C2 (ru) Способ управления амортизацией фазы остановки искусственного коленного сустава
US20230293320A1 (en) Method for controlling a prosthesis or orthosis