SE456134B

SE456134B - GUIDANCE AT A FOOT PROTECTION

Info

Publication number: SE456134B
Application number: SE8700791A
Authority: SE
Inventors: Yngve Ljungblad
Original assignee: Yngve Ljungblad
Priority date: 1987-02-25
Filing date: 1987-02-25
Publication date: 1988-09-12
Also published as: WO1988006431A1; AU1391688A; JPH02502341A; EP0417073A1; FI893810A0; SE8700791D0

Description

15 20 25 30 35 40 456 134 z form. Såvitt bekant är har därför denna kända konstruktion inte fått någon praktisk användning. 15 20 25 30 35 40 456 134 z form. As far as is known, therefore, this known construction has not received any practical use.

De flesta av de kända fotproteserna har vidare den nackdelen att de ofta ger förslitningar i friska knä- och höftleder samt har en inbyggd obalans som gör det svårare för brukaren att gà även på plant underlag än vad som egentligen skulle behöva vara fallet och som resulterar i en förhållandevis snabb deformering av protesfoten som därför måste bytas förhållandevis ofta liksom använda skor som på grund av denna förhållandevis snabba defor- mering av protesfoten också förslits snabbt och ojämnt.Most of the known foot prostheses also have the disadvantage that they often cause wear and tear in healthy knee and hip joints and have a built-in imbalance that makes it more difficult for the user to walk even on a flat surface than what should actually be the case and which results in a relatively rapid deformation of the prosthetic foot which therefore has to be changed relatively often as well as used shoes which due to this relatively rapid deformation of the prosthetic foot also wear out quickly and unevenly.

Syftet med föreliggande uppfinning är därför att åstadkomma en fotprotes eller en benprotes innehållande en protesfot som inte har de ovannämnda nackdelarna utan är så beskaffad, att den i allt väsentligt fungerar som en biologisk fot vad gäller gångbarheten på plant underlag, i med- och motlut och uppför och nedför trappor och som dessutom icke medför förslitningar i friska knä- och höftleder.The object of the present invention is therefore to provide a foot prosthesis or a bone prosthesis containing a prosthetic foot which does not have the above-mentioned disadvantages but is of such a nature that it essentially functions as a biological foot in terms of walkability on a flat surface, in co- up and down stairs and which also does not cause wear and tear in healthy knee and hip joints.

Detta uppnås genom att protesen enligt föreliggande uppfinning har erhållit de i patentkraven angivna kännetecknen.This is achieved in that the prosthesis according to the present invention has obtained the features stated in the claims.

I det följande beskrivs uppfinningen närmare under hänvisning till bifogade ritningar, på vilka fig. 1 visar föreliggande pro- tesfot sedd underifrån, fig. 2 visar ett snitt genom protesfoten längs linjen II-II i fig. l och fig. 3 visar en sprängvy av före- liggande fotprotes.In the following, the invention is described in more detail with reference to the accompanying drawings, in which Fig. 1 shows the present prosthetic foot seen from below, Fig. 2 shows a section through the prosthetic foot along the line II-II in Fig. 1 and Fig. 3 shows an exploded view of existing foot prosthesis.

I fotprotesen enligt uppfinningen ingår en styv, homogen kärna 1, företrädesvis av trä eventuellt med limfog och ilimmade pluggar 2 av trä eller annat likvärdigt material för undvikande av sprickbildning och liknande. Vid kärnans undersida är fäst en kropp av elastiskt material som bildar fotens tåparti 3 och fotsula 4 med häl 5, varvid skiljelinjen mellan tåparti 3 och fotsula 4 markeras med en linje 6. Övergången mellan tåpartiet 3 och kärnan l är så förlagd, att tåpartiet 3 innefattar en led motsvarande en táled och som utgöres av böjligheten i det i tå- partiet använda, elastiska materialet, exempelvis gummi, gummi- blandning eller motsvarande plastmaterial, varvid i tåpartiet 3 använt material bör ha högre hårdhet än materialet i fotsulan 4 och hälen 5, exempelvis 40-80 Shore, företrädesvis 60 Shore, respektive 30-70 Shore, företrädesvis 40-50 Shore.The foot prosthesis according to the invention includes a rigid, homogeneous core 1, preferably of wood, possibly with glue joint and glued-on plugs 2 of wood or other equivalent material to avoid cracking and the like. Attached to the underside of the core is a body of elastic material which forms the toe portion 3 of the foot and the sole of the foot 4 with heel 5, the dividing line between the toe portion 3 and the sole of the foot 4 being marked with a line 6. The transition between the toe portion 3 and the core 1 is located so that the toe portion 3 comprises a joint corresponding to a toe joint and which consists of the flexibility of the elastic material used in the toe portion, for example rubber, rubber mixture or corresponding plastic material, wherein material used in the toe portion 3 should have a higher hardness than the material in the sole 4 and the heel 5. , for example 40-80 Shore, preferably 60 Shore, and 30-70 Shore, respectively, preferably 40-50 Shore.

Den tåpartiet 3 och fotsulan 4 med hälen 5 innefattade kroppen är fast förbunden med kärnan l åtminstone fram till punkten A 10 15 20 25 40 '_ 3 - 456 134 som i fig. 2 visas belägen rakt ovanför trampdynepartiets 7 bal- lenlinje B, omkring vilken foten viker sig vid gång och efter vilken fotsulan är välvd i sitt hålfotsparti 8 för att fotprotesen skall passa till alla typer av skor. Fotsulan 4 har vidare sin undersida så utformad, att med protesfoten uppställd på ett plant underlag 9 skall nämnda linje B liksom hälens 5 undersida vara parallell med underlaget. Från punkten A är vid den på ritningarna visade utföringsformen av uppfinningen fotsulan 4 med sin häl 5 löst anordnad i förhållande till kärnan l och är med hälen 5 rörligt ansluten till kärnans bakre parti genom en inställ- ningsanordning 10, med hjälp av vilken hälen 5 är inställbar i höjdled i förhållande till fotsulans möjliggöres för protesbäraren att använda skor med olika klackhöjd trampdyneparti 7, varigenom och att gå med protesen utan skor på normalt sätt.The body portion 3 of the toe portion 3 and the sole of the foot 4 with the heel 5 are fixedly connected to the core 1 at least up to the point A 10 15 20 25 40 '_ 3 - 456 134 shown in Fig. 2 located directly above the ball line B of the pedal pad portion 7, about which foot folds when walking and after which the sole of the foot is arched in its hollow foot portion 8 in order for the foot prosthesis to fit all types of shoes. The sole of the foot 4 further has its underside so designed that with the prosthetic foot set up on a flat surface 9, said line B as well as the underside of the heel 5 must be parallel to the base. From point A in the embodiment of the invention shown in the drawings, the sole of the foot 4 with its heel 5 is loosely arranged relative to the core 1 and is movably connected to the rear part of the core by an adjusting device 10, by means of which the heel 5 is height-adjustable in relation to the sole of the foot, it is possible for the prosthesis wearer to use shoes with different heel height pad pad portions 7, whereby and to walk with the prosthesis without shoes in the normal way.

Nämnda inställningsanordning 10 kan på i sig känt sätt inne- fatta en ställskruv ll som är vridbart men ej axiellt förskjutbart infäst i en tryckupptagande och -fördelande, i eller vid hälen 5 förankrad platta 12 och sträcker sig genom en i kärnan l fast anordnad, invändig gängad hylsa 13. Ovanför denna sträcker sig ställskruven ll frigàende upp genom ett hål 14 i kärnan 1 och är vid sin övre ände fast ansluten till en vridstyv tråd 15, exempelvis vajer, som är försedd med en vridknopp 16, med hjälp av vilken protesbäraren, utan att behöva böja sig, för hand kan vrida ställskruven och därmed förskjuta den tack vare det elastiska materialet i fotsulan relativt dess med kärnan l fast förbundna tåparti 3 och trampdyneparti 7 svängbara hälen 5 från och mot kärnan 1 för inställning av densamma i avsett höjdläge i beroende av använd skos klackhöjd.Said adjusting device 10 may in a manner known per se comprise an adjusting screw 11 which is rotatably but not axially displaceably fixed in a pressure receiving and distributing plate 12 anchored in or at the heel 5 and extends through an internal device fixedly arranged in the core 1 threaded sleeve 13. Above this, the adjusting screw 11 extends freely up through a hole 14 in the core 1 and is at its upper end fixedly connected to a torsionally rigid wire 15, for example wire, which is provided with a rotary knob 16, by means of which the prosthesis carrier, without having to bend, can manually turn the adjusting screw and thereby displace it thanks to the elastic material in the sole of the foot relative to its heel portion 3 fixedly connected to the core 1 and pad cushion portion 7 pivotable heel 5 from and towards the core 1 for adjusting it to the intended height in depending on the heel height of the shoe used.

I fig. 3 visas inställningsanordningen även innefatta en låsbricka l7 som fastskruvad på den i kärnan l applicerade hylsan 13 befinner sig i ett skiljeplan 18 mellan två med varandra sam- manfogade delar 19,20 av kärnans bakre parti, varvid den övre delen l9 kan vara fastlímmad eller fastskruvad vid underdelen 20. Vidare visas i fig. 3 att ställskruven ll vid sin undre ände är försedd med en glidlagerfläns 21 för glidlagerlagrad anliggning mot en motsvarande glidlagerfläns 22 hos en i ett hål 23 i plattan 12 anordnad hylsa 24 samt är låst mot axiell förskjutning av en i plattans mot hälen 5 vända sida anliggande och i ställskruven inskruvad skruv 25.Fig. 3 also shows the adjusting device comprising a locking washer 17 which is screwed onto the sleeve 13 applied in the core 1 and is located in a dividing plane 18 between two interconnected parts 19,20 of the rear part of the core, wherein the upper part 19 can be glued or screwed to the lower part 20. Furthermore, it is shown in Fig. 3 that the adjusting screw 11 at its lower end is provided with a plain bearing flange 21 for plain bearing-mounted abutment against a corresponding plain bearing flange 22 of a sleeve 24 arranged in a hole 23 in the plate 12 and is locked against axial displacement of a screw 25 abutting in the side facing the heel 5 and screwed into the adjusting screw.

Föreliggande fotprotes är vidare för fast anslutning av 10 15 20 25 30 40 456 .134 _; 4 ett protesunderben försedd med en adapter 26, som är ledbart fäst vid protesfotens kärna l genom en ledanordning 27 med en styv, dvs. ej böjlig, ledpínne 28 sträckande-sig genom ledan- ordningen och kärnan l. Denna ledpinne skall bilda rät vinkel med underlaget 9 när den uppfinningsenliga protesfoten , korrekt inställd för gång, vilar med sitt trampdyneparti 7 och sin häl S mot underlaget 9, innebärande exempelvis att i fig. 2 visas protesfoten inställd för att bära en sko med en klackhöjd som motsvarar avståndet mellan hälundersidan och underlaget 9 minus skosulans tjocklek vid fotsulans trampdyneparti 7. Ledpinnen 28, vars längdaxel sammanfaller i nämnda normalläge med längdaxeln hos adapterns fästorgan 29 och det icke visade protesunderbenets med fästorganet 29 hopkopplingsbara fästorgan, är vidare så orien- terad, att dess förlängda längdaxel skär fotsulans undersida i dess mitt och denna skärningspunkt visas i fig; l tillsammans med fotsulan projicerad på underlaget och betecknas med C. Genom denna punkt C sträcker sig en linje D, som i fig. l visas sam- manfalla med snittlinjen II-II och som skär ballenlinjen B under rät vinkel och utvisar protesfotens “gángriktning“, i förhållande till vilken tagande till bärarens egenart, åtminstone vad gäller in- och protesfoten är uppbyggd pà avsett sätt med hänsyns- uttâighet, och formad att passa till vanliga skor.The present foot prosthesis is further for fixed connection of 10 15 20 25 30 40 456 .134 _; 4 a prosthetic lower leg provided with an adapter 26, which is articulated to the core 1 of the prosthetic foot through a hinge device 27 with a rigid, i.e. not flexible, guide pin 28 extending through the guide device and the core 1. This guide pin should form a right angle with the base 9 when the prosthetic foot according to the invention, correctly adjusted for walking, rests with its pad cushion portion 7 and its heel S against the base 9, meaning e.g. Fig. 2 shows the prosthetic foot set to carry a shoe with a heel height corresponding to the distance between the heel underside and the base 9 minus the thickness of the shoe sole at the foot pad portion 7 of the sole of the foot sole, the longitudinal axis of which coincides in said normal position with the longitudinal axis of the adapter The prosthesis lower leg of the fastening means 29 which can be connected to the fastening member 29 is further oriented so that its extended longitudinal axis intersects the underside of the foot sole in its center and this point of intersection is shown in fig. l together with the sole of the foot projected on the ground and denoted by C. A line D extends through this point C, which in Fig. 1 is shown to coincide with the section line II-II and which intersects the ball line B at right angles and shows the "walking direction" of the prosthetic foot , in relation to which the attachment to the wearer's uniqueness, at least as regards the insertion and prosthesis foot, is constructed in the intended manner with consideration for endurance, and shaped to fit ordinary shoes.

Ledpinnen 28 sträcker sig utan glapp genom ett hål 30 i kärnan l och är vid sin nedre del gängad samt försedd med en mutter 3l och en bricka 32 mellan muttern och kärnan l. Muttern 31 är åtkomlig från fotprotesens fotsula genom ett i denna upptaget hål 33. Fäst ovanpå kärnan 1 är en stödvagga 34, vars övre längs- gående kanter är avfasade snett nedåt-utåt och genom vilken led- pinnen 28 sträcker sig, företrädesvis utan glapp. Stödvaggan kan vara utformad i ett stycke med kärnan l och behöver således inte utgöra en separat del. I stödvaggan 34 är anordnad en lager- kropp 35 av elastiskt material, exempelvis gummi eller motsvarande plastmaterial med en hårdhet av 60-100 Shore, företrädesvis 90 Shore, vilken kropp har sitt säte i stödvaggan 34, varvid sätes- ytorna, dvs. ledkroppens och stödvaggans mot varandra anliggande ytor, inte behöver vara cirkulära, såsom visas på ritningarna, utan kan'ha vilken som helst annan, inbördes överensstämmande form. Däremot skall lagerkroppens längdaxel vara anordnad i rät vinkel i förhållande till fotens gàngriktning och dess ovansida skall vara bågformig och företrädesvis halvcirkulär för att sam- 10 15 20 25 30 40 5 456 134 verka med ett på motsvarande sätt och företrädesvis halvcirkulärt utformat överfall 36, som ingår som en del i adaptern 26 och anligga mot och uppbäras av lagerkroppen 35.The guide pin 28 extends without play through a hole 30 in the core 1 and is threaded at its lower part and provided with a nut 31 and a washer 32 between the nut and the core 1. The nut 31 is accessible from the foot sole of the prosthesis through a hole 33 accommodated therein. Attached on top of the core 1 is a support cradle 34, the upper longitudinal edges of which are bevelled obliquely downwards and outwards and through which the guide pin 28 extends, preferably without play. The support cradle can be formed in one piece with the core 1 and thus does not have to form a separate part. Arranged in the support cradle 34 is a bearing body 35 of elastic material, for example rubber or corresponding plastic material with a hardness of 60-100 Shore, preferably 90 Shore, which body has its seat in the support cradle 34, wherein the seat surfaces, i.e. the abutting surfaces of the hinge body and the support cradle do not have to be circular, as shown in the drawings, but can have any other mutually corresponding shape. On the other hand, the longitudinal axis of the bearing body should be arranged at right angles to the direction of movement of the foot and its upper side should be arcuate and preferably semicircular in order to co-operate with a correspondingly and preferably semicircularly shaped abutment 36, which included as part of the adapter 26 and abut against and supported by the bearing body 35.

Ledpinnen 34 sträcker sig också genom ett hål 37 i lager- kroppen 35 samt genom ett hål 38 i överfallet 36, vilket senare hål är avlångt utformat i gångriktningen och kan ha större bredd än ledpinnens diameter. Tack vare detta i gångriktningen avlånga hål 38 i överfallet 36 möjliggöres mot verkan av mellan lagerkropp 35 och överfall 36 uppträdande friktionskrafter relativrörelse mellan adaptern 26 och protesfoten kring en axel som är parallell med ballenlinjen B och som ligger i krökníngscentrum för lager- kroppens och överfallets mot varandra anliggande ytor, dvs. adap- tern kan vrida sig framåt och bakåt i ett vertikalplan i gång- riktningen.The hinge pin 34 also extends through a hole 37 in the bearing body 35 and through a hole 38 in the abutment 36, which later hole is elongated in the direction of travel and may have a greater width than the diameter of the hinge pin. Thanks to this elongated hole 38 in the abutment 36, relative frictional forces occurring between bearing body 35 and abutment 36 between the adapter 26 and the prosthetic foot about an axis parallel to the ball line B and located in the center of curvature of the bearing body and the abutment are made possible. adjacent surfaces, ie. the adapter can turn forwards and backwards in a vertical plane in the direction of travel.

För att ytterligare hämma denna rörelse är adaptern 26 på sin framsida och baksida försedd med utskjutande och stadgade stödflänsar 39 resp. 40, som även i det i fig. 2 visade normalläget anligger mot var sitt på protesfotens kärna l anordnat dämpnings- organ 41 resp. 42, vardera i form av elastiska plast- eller gummi- kuddar med en hårdhet av 40-70 Shore, företrädesvis 50-60 Shore.To further inhibit this movement, the adapter 26 is provided on its front and back with projecting and fixed support flanges 39 and 39, respectively. 40, which also in the normal position shown in Fig. 2 abuts against damping means 41 and 41, respectively, arranged on the core 1 of the prosthetic foot. 42, each in the form of elastic plastic or rubber cushions with a hardness of 40-70 Shore, preferably 50-60 Shore.

Sá fort som adaptern 26 vrids, bjuder sålunda berört dämpningsorgan 41, 42 genom att komprimeras, motstånd som ökar med ökat rörelse- utslag och medverkar sedan till att återföra foten till det i fig. 2 visade normalläget. Härvid erhålls inga abrupta stopp utan en successiv uppbromsning av rörelserna och i detta sammanhang har protesbärarens kroppsvikt och benstyrka stor betydelse.Thus, as soon as the adapter 26 is rotated, the affected damping means 41, 42, by being compressed, offers resistance which increases with increased range of motion and then helps to return the foot to the normal position shown in Fig. 2. In this case, no abrupt stops are obtained but a gradual slowing down of the movements and in this context the body weight and bone strength of the prosthesis wearer are of great importance.

För att eliminera denna betydelse är i enlighet med före- liggande uppfinning i det främre dämpningsorganet 41 på utbytbart sätt anordnad en tryckfjäder 43, vars fjäderkraft anpassas till protesbärarens vikt - desto tyngre person ju kraftigare fjäder.In order to eliminate this significance, in accordance with the present invention, a compression spring 43 is arranged in the front damping means 41 in an exchangeable manner, the spring force of which is adapted to the weight of the prosthesis carrier - the heavier the spring, the heavier the spring.

Fjädern 43 kan ligga försänkt i ett i kärnan upptaget, med skydds- hylsa 44 försett hål 45, varvid fjädern kan vara försedd med styrstift 46 vid sina mot hálbottnen och stödflänsen 39 anliggande ändar. Vidare är anordnat ett elastiskt bromsskikt 47 av gummi eller motsvarande plastmaterial med en hårdhet av 70-100 Shore, företrädesvis 90 Shore, och som hålls anliggande och tryckt mot överfallet 36 i adaptern 26 av en styv tryckbricka 48, som liksom bromsskiktet 47 genomgås utan glapp av ledpinnen 28 som med ett huvud 49 anligger mot tryckbrickan 48. Medelst ledpinnen 28 är således hela ledanordningen 27 sammanhållen och ledanordningens 10 15 20 25 30 la' UI 40 456 134 ledbarhet och rörlighet är därmed reglerbar allt efter behov och anpassningsbar till protesbärarens vikt och benstyrka genom vridning av ledpinnens huvud 49 eller mutter 31.The spring 43 can be recessed in a hole 45 provided in the core, provided with a protective sleeve 44, wherein the spring can be provided with guide pins 46 at their ends abutting against the half bottom and the support flange 39. Furthermore, an elastic brake layer 47 of rubber or equivalent plastic material is provided with a hardness of 70-100 Shore, preferably 90 Shore, and which is held abutting and pressed against the cover 36 in the adapter 26 by a rigid pressure washer 48, which like the brake layer 47 passes through without play of the hinge pin 28 which rests with a head 49 against the pressure washer 48. By means of the hinge pin 28 the entire hinge device 27 is thus held together and the hinge and mobility of the hinge device 10 is thus adjustable as required and adaptable to the weight of the prosthesis wearer and bone strength by turning the pin 49 head or nut 31.

Med detta uppfinningsenliga arrangemang uppnås även viss rörlighet i sidled genom att lagerkroppen 35 och bromsskiktet 47 är av eftergivligt material. Det elastiska bromsskiktet 47 bidrar i stor utsträckning till föreliggande protes unika funktion vad gäller möjligheten att gå även i medlut och motlut utan problem och utan att benet ens tenderar att vika sig. Vid gång i medlut sätts som bekant först hälen eller klacken i mot underlaget sam- tidigt som foten i övrigt inte får något stöd underifrån, inne- bärande att i isättningsögonblicket utsätts protesfoten underifrån för en uppàtriktad, av protesbärarens vikt avhängig kraft som ger ett transient vridmoment som vill vrida protesfoten nedåt mot underlaget och mot verkan av det bakre dämpningsorganet 42, vilket dock bjuder minst motstånd i början och kan därför till en början icke motverka nämnda vridmoment. Detta transienta vridmoment upptas emellertid enligt uppfinningen av det mot adapterns överfall 36 anliggande bromsskiktet 47 tillsammans med den likaså mot överfallet 36 anliggande lagerkroppen 35 på ett så effektivt sätt, att protesbäraren upplever sin protesfot som om den vore en riktig fot, åtminstone vad gäller stadga och anpassad rörlighet.With this arrangement according to the invention, some lateral mobility is also achieved in that the bearing body 35 and the brake layer 47 are of resilient material. The elastic brake layer 47 contributes greatly to the unique function of the present prosthesis in terms of the possibility of walking even in the middle slope and the opposite slope without problems and without the leg even tending to bend. When walking in the middle slope, as is well known, the heel or heel is first placed against the ground at the same time as the foot otherwise receives no support from below, meaning that at the moment of insertion the prosthetic foot is exposed from below to an upward force dependent on the weight of the prosthesis wearer. which wants to turn the prosthetic foot downwards towards the ground and against the action of the rear damping member 42, which, however, offers the least resistance in the beginning and can therefore at first not counteract said torque. However, according to the invention, this transient torque is absorbed by the brake layer 47 abutting the adapter 36 together with the bearing body 35 also abutting the sleeve 36 in such an effective manner that the prosthetic wearer experiences his prosthetic foot as if it were a real foot, at least in terms of stability and adapted mobility.

På samma sätt fungerar bromsskiktet 47 och lagerkroppen 35 vid gång i motlut. Härvid verkar den av protesbärarens vikt avhängiga, uppåtriktade kraften på protesfotens trampdyne- parti och resulterar i etttransient vridmoment som vill vrida protesfoten åt motsatt håll och mot verkan av det främre dämp- ningsorganet 41. Momentarmen blir härvid längre än den momentarm som erhålles vid isättning av hälen, men detta kompenseras till slut av den i det främre dämpningsorganet 41 anordnade, viktan- passade tryckfjädern 43. Dessutom kan också det främre dämpnings- organet 41 göras större och ges högre hårdhet än det bakre dämp- ningsorganet 42.In the same way, the brake layer 47 and the bearing body 35 function when running in opposite directions. In this case, the upward force dependent on the weight of the prosthesis carrier acts on the pedal portion of the prosthetic foot and results in a transient torque which wants to rotate the prosthetic foot in the opposite direction and against the action of the front damping member 41. The torque arm becomes longer than heel, but this is eventually compensated by the weight-adapted compression spring 43 arranged in the front damping means 41. In addition, the front damping means 41 can also be made larger and given higher hardness than the rear damping means 42.

En annan viktig funktion för att få en fotprotes gångvänlig och gångriktig är frånskjutet i steget och denna funktion, som är direkt avhängig av den stagade och viktanpassade ledfunktio- nen hos föreliggande protes, finns också inbyggd i densamma och närmare bestämt i dess av elastiskt material bestående tåparti 3 genom att dess längd fram till kärnan 1 är anpassad till pro- tesbärarens vikt och benstyrka och genom att materialet i tà- fel. 10 15 20 25 30 35 40 7 456 134 partiet 3 har högre hårdhet än i sulan 4. Vidare bör tápartiet 3 ha välvd eller kupad ovansida som ger större motstånd mot böj- ning av tåpartiet än ett platt táparti. I tåpartiet 3 är med andra ord inbyggt ett motstånd mot böjning som är anpassat till protesbärarens vikt och benstyrka och som den bromsade leden 27 förmår att klara av, så att tåpartiet 3 vid gång automatiskt böjer sig likt en riktig fot i "tåleden" mot verkan av det in- byggda motståndet som tas upp av den bromsade leden 27 utan att den vrider sig nämnvärt. När sedan foten börjar att lyftas från underlaget ges tåpartiet 3 möjlighet att återfjädra och därigenom åstadkomma det så för gång viktiga fránskjutet i steget. Anpass- ningen av tåpartiets längd fram till kärnan l illustreras med en streckad linje 50 i fig 2 och därav framgår entydigt att om tåpartiet avkortas och kärnan göres motsvarande längre ökar böj- motståndet i tåpartiet 3 och ett ökat böjmotstànd i tåpartiet krävs också efter en tids användning av en protes på grund av ökad benstyrka.Another important function to make a foot prosthesis walk-friendly and upright is offset in the step and this function, which is directly dependent on the braced and weight-adapted joint function of the present prosthesis, is also built into it and more specifically into its elastic material. toe portion 3 in that its length up to the core 1 is adapted to the weight and bone strength of the prosthesis wearer and in that the material in toe toe. 10 15 20 25 30 35 40 7 456 134 the portion 3 has a higher hardness than in the sole 4. Furthermore, the toe portion 3 should have a curved or cupped upper side which gives greater resistance to bending of the toe portion than a flat toe portion. In other words, the toe portion 3 has a built-in resistance to bending which is adapted to the weight and leg strength of the prosthesis wearer and which the braked joint 27 is able to cope with, so that the toe portion 3 automatically bends like a real foot in the "toe joint". of the built-in resistor which is taken up by the braked joint 27 without it turning significantly. When the foot then begins to be lifted from the ground, the toe portion 3 is given the opportunity to spring back and thereby achieve the so-called important offset in the step. The adjustment of the length of the toe portion up to the core 1 is illustrated by a dashed line 50 in Fig. 2 and it is clear that if the toe portion is shortened and the core is made correspondingly longer, the bending resistance in the toe portion 3 increases and an increased bending resistance in the toe portion is also required. use of a prosthesis due to increased bone strength.

I protesfoten enligt föreliggande uppfinning finns inbyggda egenskaper som gör föreliggande protesfot unik i sitt slag och dessa egenskaper ligger i att föreliggande protesfot står plant och stabilt på underlaget, följer hela tiden gàngriktningen, vilket eliminerar för- slitningar i knä- och höftleder och förhindrar deformeríng av protesfoten, har reglerbar häl så att protesbäraren kan använda sig av skor med olika klackhöjd_ är välvd i hålfoten för att passa till alla typer av skor, har tilltagen höjdskillnad mellan häl och ballenlinjen B eller tramplinjen varigenom protesbäraren icke behöver klacka om sina skor allt för ofta anpassar sig automatiskt vid gång i med- respektive motlut, har låg vikt, exempelvis 550 g vid storlek 41, ger protesbäraren en möjlighet att själv välja sina skor samt har anpassad hårdhet i sulan och hälen vilket gör att pro- tesbäraren undviker rygg- och svankskador och dessutom får god balans under gång.The prosthetic foot according to the present invention has built-in properties that make the present prosthetic foot unique in its kind and these properties lie in the fact that the present prosthetic foot stands flat and stable on the ground, constantly follows the walking direction, which eliminates wear in knee and hip joints and prevents deformation of the prosthetic foot, has an adjustable heel so that the prosthesis wearer can use shoes with different heel height_ is arched in the hollow foot to fit all types of shoes, has a large height difference between the heel and the ball line B or the pedal line whereby the prosthesis wearer does not have to heel his shoes too often adapts automatically when walking in the middle and opposite slope, has a low weight, for example 550 g at size 41, gives the prosthesis wearer an opportunity to choose his shoes and has adapted hardness in the sole and heel, which means that the prosthesis wearer avoids back and lumbar injuries and also gets good balance while walking.

Föreliggande uppfinning är icke begränsad till det ovan beskrivna och på ritningarna visade utan kan ändras, modifieras och kompletteras på många olika sätt inom ramen för den i efter- följande patentkrav definierade uppfinningstanken.The present invention is not limited to what is described above and shown in the drawings, but can be changed, modified and supplemented in many different ways within the scope of the inventive concept defined in the following claims.

Claims

456 12:21 i PATENTKRAV

A device in a prosthesis, in which a prosthetic foot and connecting lower leg are interconnected by a joint (27) which allows relative movement between the prosthetic foot and the lower leg under increasing resistance from at least on either side of the joint damping means (41,42), characterized in that the joint (27) is braked even before contact with any of the said damping means (41,42) present on either side of the joint with an adjustable force adapted to the weight of the prosthesis wearer, which force is such that it locks the joint ( 27) against movement during bending of the toe portion of the prosthetic foot of preferably elastic material (3) during walking, this toe portion having in itself built in a bending resistance adapted to the weight and leg strength of the prosthesis wearer.

Device according to claim 1, wherein the foot prosthesis comprises a rigid core (1), preferably of wood, and a body of elastic material supported therefrom which forms the toe portion (3), sole (4) and heel (5) of the prosthetic foot, characterized in that the transverse hinge axis of the joint is parallel to the foot pad portion (7) of the foot sole and the step or ball line (B) and that the hinge (27) comprises a rigid hinge pin (28) arranged in a hole in the core (1), which forms a right angle with the base when the prosthetic foot is properly adjusted and rests with its pad cushion portion (7) and heel (5) against the base and which via the joint (27) connects a lower leg adapter (26) to the core of the prosthetic foot (1), and said joint pin (28) is arranged in a vertical plane which intersects the ball line (B) at right angles and constitutes the walking plane or direction of the prosthetic foot.

Device according to claim 2, characterized in that in addition to the hinge pin (28), the hinge (27) comprises a bearing body (35) preferably of elastic material, and an abutment (36) formed opposite it, formed in the adapter (26). with a shape corresponding to the bearing body and which is provided with a hole (38) elongated in the direction of passage, through which the guide pin (28) inflexibly raised in the core (1) extends as well as through a needle (35) present in the bearing body (35). 31), the variaa ieaen (27) interconnecting the hinge pin (28) is adjustably connected to the core (1) for regulating the articulation and mobility of the joint depending on the weight and bone strength of the prosthesis wearer.

Device according to Claim 3, characterized in that a brake layer (47) cooperating with this a: q 1,456,134 is arranged on the upper side of the cover (36), preferably of elastic material, which is also passed through and kept pressed against the cover (36). 36) of the hinge pin (28).

Device according to claim 3 or 4, characterized in that the bearing body is arranged in a support cradle (34) which is designed as a part of the core (1) or as a part connected separately to the core (1).

Device according to one of the preceding claims, characterized in that a damping spring (43) with a spring force adapted to the weight of the prosthesis carrier is arranged as a brake aid in the damping means (41) located in the direction of travel in front of the joint (22).