WO2020245261A1 - Verfahren zum steuern eines künstlichen kniegelenkes - Google Patents

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leg
height difference
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Dirk Seifert
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Otto Bock Healthcare Products Gmbh
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Definitions

  • the invention relates to a method for controlling an artificial knee joint with an upper part with an anterior and a posterior side, a lower part pivoted about a knee axis on the upper part with an anterior and a posterior side, a foot part arranged on the lower part and an actuator, via which an attainable knee angle between the posterior side of the upper part and the posterior side of the lower part can be set at the end of a swing phase.
  • An artificial knee joint has an upper part and a lower part, which are mounted so that they can pivot relative to one another about a knee axis.
  • the knee joint is designed as a single-axis knee joint, in which, for example, a bolt or two bearing points arranged on a pivot axis form an individual knee axis.
  • knee joints that do not form a fixed axis of rotation of the upper part relative to the lower part, but instead have either sliding or rolling surfaces or a large number of articulated arms that are connected to one another.
  • So-called four-axis knee joints with spring devices and dampers in the prior art have been described relatively often.
  • multi-axis designs of the artificial knee joints are the exception.
  • Prosthetic knee joints are often made and delivered as a complete assembly with upper connection means for setting a thigh shaft or another device for setting the upper part on the patient and fastening devices for setting a lower part, for example a lower leg tube or a prosthetic foot.
  • fastening devices for fixing the artificial knee joint to the patient can be arranged directly on an upper part and a lower part, for example in the form of belts, cuffs or shells which are arranged on rails or external frame structures.
  • an actuator between the upper part and the lower part, for example in the form of a damper or a drive.
  • DE 10 2013 011 080 A1 relates to a method for controlling an orthopedic joint device of a lower extremity with an upper part and a lower part articulated thereon, between which a conversion device is arranged, via which during a pivoting of the upper part re relative to the lower part mechanical work is converted from the relative movement and stored in at least one energy store.
  • the energy is fed back to the joint device with a time delay in order to support the relative movement, the stored energy being converted back and the mechanical work being supplied in a controlled manner while supporting the relative movement.
  • a separate damper in the form of a hydraulic or pneumatic damper can be provided, which is adjustable so that the resistance during walking can be influenced both in the flexion direction and in the extension direction via the damper device.
  • No. 5,181,931 A relates to a pivot connection between two parts of an orthopedic device with an upper part and a lower part and an adjustable mechanical extension stop.
  • EP 2 240 124 B1 relates to an orthopedic knee joint with an upper part on which upper connection means are arranged, a lower part pivotably mounted on the upper part with connection means for orthopedic components and a stop for limiting an extension movement.
  • the stop is designed to be movable and is connected to an adjustment device, which in turn is coupled to a control device that actuates the adjustment device as a function of sensor data and changes the position of the stop to the effect that an extension stop is moved forward for walking and withdrawn for standing.
  • An artificial knee joint has a knee angle of 180 ° in the maximally constructively achievable extension; hyperextension, that is to say an angle on the posterior side greater than 180 °, is generally not provided.
  • knee flexion Pivoting the lower part posteriorly with respect to the upper part is called knee flexion, while pivoting anteriorly is called extension.
  • the foot touches the ground at the end of the swing phase at the beginning of the stance phase.
  • a heel bump that is, the foot touches the heel first. If the artificial knee joint remains in an extended, straight position, this leads to an immediate transmission of force into the pelvis, which is perceived as very uncomfortable.
  • a so-called stance phase flexion is permitted or carried out in prostheses or orthotics, in which the knee joint bends around the knee axis after the heel shock, possibly against a resistance force via a hydraulic damper.
  • the artificial knee joint can be stopped at a certain knee angle via an extension stop in order to initiate or contribute to the stance phase flexion.
  • the setting of an extension stop in such a way that there is no fully extended leg when it initially occurs at the end of the swing phase, i.e. the maximum knee angle is not set, but the achievable knee angle is reduced, is referred to as foreflexion and has a positive effect on the Gait behavior, as more even walking is made possible.
  • Typical values of the extension stop for walking on the flat are around 176 ° knee angle.
  • the object of the present invention is to provide a method with which it is possible for a user of an artificial knee joint to better master special situations of walking. According to the invention, this object is achieved by a method with the features of the main claim.
  • the inventive method for controlling an artificial knee joint with an upper part with an anterior and a posterior side, a lower part pivoted about a knee axis on the upper part with an anterior side, a foot part arranged on the lower part, at least one sensor, egg ner with the at least a sensor-connected control device and an actuator which is coupled to the control device and via which an achievable knee angle between the posterior side of the upper part and the posterior side of the lower part at the end of a swing phase can be set, provides that from sensor data of the at least one sensor a height difference to be overcome of the foot part to a foot or a foot part of the contralateral side of a patient in the stance phase or to the immediately preceding stance phase of the foot part is closed and the knee angle achievable in the swing phase, in particular depending on the ascertained Elten or estimated height difference, preferably in the swing phase, is adjusted.
  • the achievable knee angle differs from the constructively maximum knee angle in that it is set by the actuator and is variable, while the constructively maximally planned knee angle is usually a stretched, maximally extended one Means leg with a knee angle of 180 °.
  • the maximum design knee angle is determined by the design and arrangement of components of the artificial knee joint.
  • step template takes place over the leg in the swing phase, i.e. the leg that is lifted and is or should be placed on a higher level than the supporting leg.
  • the achievable knee angle of the artificial knee joint is dependent on a determined or estimated height difference of the foot part of the treated side, i.e. the side that is provided with the artificial knee joint, to a foot or a foot part of the contralateral side of a patient in the stance phase adjusted.
  • the stride length is in a better proportion to the contralateral side, which makes the gait pattern more symmetrical and natural.
  • the foot With passive feet and foot parts, the foot also touches the ground in a more favorable orientation.
  • the achievable knee angle is reduced by 5 ° -30 ° compared to the maximum design angle.
  • it can be advantageous to reduce the achievable knee angle beyond this range, especially when overcoming particularly large differences in altitude.
  • Climbing uphill, climbing stairs or otherwise overcoming a height difference intended by the user can be deduced from a determined or estimated height difference.
  • the height difference is preferably rence between the foot or foot part of the contralateral leg and the hurrying ahead, in the swing phase, the foot or foot part used for the control. Another possibility is to use the height difference that the ipsilateral foot overcomes in the swing phase.
  • the achievable knee angle in particular the knee angle achievable in the swing phase extension, can in particular be adapted during the swing phase of a step.
  • the adaptation is therefore preferably carried out in such a way that the achievable knee angle is matched to the subsequent initial contact and / or the subsequent stance phase.
  • the achievable knee angle is already adjusted in the previous stance phase or a previous step, in particular that in the previous step walking uphill, climbing stairs and / or the intention to overcome a height difference was recognized and based on this information the attainable knee angle is adjusted for the next step.
  • the achievable knee angle is only adjusted when walking uphill, climbing stairs and / or the intention to overcome a height difference is recognized for several successive steps.
  • the knee angle that can be achieved remains unchanged over several successive steps, for example if several successive steps are carried out uphill and an adjustment only takes place when a different situation is recognized.
  • knee flexion with low flexion resistance can be permitted and / or knee flexion can be initiated, in particular as a function of sensor data, which allow conclusions to be drawn about the overcoming of a height difference, the knee angle that can be reached in the swing phase being adjusted.
  • a further development of the invention provides that the achievable knee angle is reduced in the event of an upward climb, that is to say a height difference increasing against the direction of gravity.
  • the extension will be stopped earlier.
  • the adaptation of the achievable knee angle to the difference in height can take place continuously and / or in several discrete steps. It is also possible that the knee angle that can be reached is no longer reduced further from a certain height difference.
  • by adapting the knee angle to the height difference and / or the step height it is possible to reduce the load on the supplied or ipsilateral side of the user of the artificial knee joint, who usually does not have the full functionality of the leg muscles available.
  • the height difference to be overcome as a parameter for the achievable knee angle can be detected and / or determined via the trajectories of the hip joint, the knee axis and / or the foot part of the respective ipsilateral side.
  • a trajectory describes the time course of the position of a point in space.
  • the translational path of a point that is connected to the artificial joint and is positioned, for example, on the upper part or the lower part or on the knee axis, and thus also the vertical component can for example be determined from its determined acceleration values by means of double integration.
  • the initial conditions of the integration are determined, for example, using a kinematic model, the start of the integration advantageously being in the late stance phase.
  • the segment lengths required for the kinematic model can be measured and stored in the control device required to calculate the control signals for the actuator.
  • a kinematic chain allows conclusions to be drawn from the trajectory of one point via the relative degrees of freedom and segment lengths that of another, for example those of the hip, the knee axis or the foot section.
  • the degrees of freedom and segment lengths are known or stored in the control device, so that no movement data or other data of the unaided, contralateral leg have to be used for the determination.
  • the acceleration and the orientation of the lower part are determined via an initial sensor, and the angle between the lower and upper part and determined by integrating the acceleration data and the kinematic chain, the trajectory, the speeds and accelerations of the hip.
  • the speeds and accelerations can be used as indicators for overcoming a height difference.
  • the body's center of gravity and thus the hips are raised.
  • the knee is moved particularly quickly forwards and upwards.
  • the distance covered, the speed and / or the acceleration of one or more points, in particular the lower part and / or the knee axis can be used, in particular the ratio of a horizontal and a vertical component, in order to indicate that a height difference has been overcome close.
  • the trajectory of the hip can alternatively or additionally from one or more angle measurements on the contralateral side and known segment lengths can be determined.
  • the entire hip advancement and hip elevation can then be calculated using an angle measurement and the known leg length of the contralateral side.
  • the difference in height between the contralateral foot in the stance phase and the ipsilateral foot or foot section in the swing phase can be calculated or estimated using the vertical path of the hip joint of the ipsilateral leg that is being treated, the vertical path of the knee axis and / or the vertical path of the foot section and serve as a parameter for the achievable knee angle.
  • the vertical path of the hip joint of the treated leg can be determined, for example, from determined acceleration values of a point that is fixedly connected to the artificial knee joint, for example on the upper part or the lower part or on the knee axis, as described above.
  • the trajectory of this point can be determined by double integration. Using a kinematic chain, the trajectory of the hip joint can be determined as a function of the relative degrees of freedom and segment lengths.
  • the degrees of freedom and segment lengths are known, stored and available in the control device so that the vertical path of the hip joint can be calculated from them without the need to use movement data or other data from the unaided, contralateral leg.
  • the vertical path of the knee axis can be determined as described above by double integration of the accelerations of a fixed point on the artificial knee joint or components arranged there, for example a prosthesis shaft, the same applies to the vertical path of the foot part.
  • the movement of the hip and / or the torso can also be determined directly via a sensor which is attached to the hip or to the torso, for example an inertial sensor which detects accelerations. From the accelerations, speeds and trajectories can be calculated by double integration.
  • a further development of the invention provides that the height difference over a hip angle of the leg or the orientation of the upper part in space and possibly its temporal course is determined as a parameter for the achievable knee angle.
  • an inertial angle sensor can be arranged on the upper part, so that a direct measurement of the spatial position of the upper part is possible.
  • an inertial angle sensor or an IMU inertial measurement unit
  • a knee angle sensor is also arranged on the prosthetic knee joint or another artificial knee joint, so that the spatial orientation of the upper part can be calculated from the spatial orientation of the lower part and the knee angle of the hip angle.
  • the orientation in space is the orientation to an essentially unchangeable reference direction, for example the gravitational direction or a horizontal one. No sensors are required on the contralateral, unsupervised side of the patient.
  • the hip angle can be measured directly as the relative angle between the torso and the upper part or thigh.
  • the orientation of the trunk in space can be assumed or measured by means of an IMU and shared with the Orientation of the upper part or thigh of the hip angle can be determined.
  • the symmetry of the courses of the hip angle and / or the orientation of the upper part with respect to the vertical neutral position for example as a ratio or difference, a swept angular range and / or a high flexion speed as indicators for the detection and / or the determination of the to be overcome Difference in height can be used.
  • a difference in height against the force of gravity can be assumed if the upper part is guided into strong flexion, a large angular range is swept over and / or a particularly rapid hip flexion takes place.
  • the thresholds and sizes for the detection can be related to the walking speed in order to distinguish the influence of the walking speed on the temporal angular progressions from the height difference to be overcome.
  • a further development of the method provides that the height difference to be overcome between the supplied leg and the non-supplied leg is detected from the ratio of a translational, horizontal movement of the hip joint of the supplied leg or the knee axis to the hip angle or the orientation of the upper part in space , is calculated and / or estimated.
  • the translational movement of a point on the prosthesis or orthotic for example the movement of the knee axis, can be calculated, for example by integrating measured linear accelerations twice with suitable initial conditions, as well as absolute and relative angles of the kinematic chain up to the hip pursued.
  • the initial conditions for integration are determined using a kinematic model, with the start of integration advantageously being in the late stance phase.
  • the roll point on the foot part and its course over time can also be formulated as a function of loading and location or location.
  • the segment lengths required for the kinematic model can be measured and stored in the control device necessary for calculating the control signals for the actuator.
  • the horizontal component of hip movement represents the amount of forward progression that is over the supporting leg is generated.
  • the hip angle or the orientation of the upper part controls the positioning of the swing leg side. Both aspects of the movement are coordinated with each other and are therefore suitable for detecting whether a mountain is going up or whether it is going up stairs.
  • the height difference is determined or removed from a knee angle it averages, for example by a direct measurement via a knee angle sensor, and / or from the ratio of the spatial orientation of the upper part and / or lower part or thigh and / or lower leg is appreciated.
  • the hip angle can be used to calculate the height difference.
  • the hip angle can either be calculated or estimated by the IMU using an assumed orientation of the upper body and the determined orientation of the upper part or thigh in space, or using a spatial position sensor on the upper body, for example on an orthosis or an exoskeleton, in combination with the upper part ori can be determined from the IMU.
  • the height difference can be determined or estimated from the course over time, from the ratio of the knee angle to the orientation of the OR or lower part and / or the ratio of the orientation of the upper and lower part to one another.
  • the temporal progression and the movement of the segments in relation to one another provide information about the intention of the user and the height difference to be overcome. This makes it possible to recognize in the swing phase whether you are going uphill, climbing stairs or otherwise overcoming a difference in height, so that the achievable knee angle, especially in the swing phase, is determined and set.
  • the knee angle that can be achieved can be set using an adjustable mechanical extension stop.
  • the mechanical stop can be adjusted via various actuators, for example via a motor-driven end stop, by rotating an eccentric, by longitudinal displacement of a stop, by stiffening a buffer or in some other way. It is also possible to adjust the extension stop hydraulically or pneumatically by closing a valve depending on the knee angle reached, so that no fluid can flow from an extension chamber into a flexion chamber or a compensation tank. It is also possible, please include, to stiffen the extension stop by stiffening a cushion, for example by filling a stop buffer with hydraulic fluid or pneumatic fluid.
  • the stop can be formed by locking a drive, for example egg nes motor, the adjustment being made by locking the Mo tor after reaching the desired knee angle.
  • the extension stop can be set using a magnetorheological fluid and activation or deactivation of a magnetic field.
  • the knee-flexing muscles can be activated to stop.
  • a further parameter for the achievable knee angle is the orientation of the lower part in space.
  • the lower leg When climbing stairs physiologically or when going uphill, the lower leg remains in a comparatively narrow angular range at the end of the swing phase and during initial contact in relation to the vertical.
  • the achievable knee angle can therefore be adjusted so that a defined orientation of the lower part is achieved when walking uphill or climbing stairs or when overcoming an obstacle or a height difference at the end of the swing phase and / or upon initial contact.
  • a defined orientation of the lower part is achieved when walking uphill or climbing stairs or when overcoming an obstacle or a height difference at the end of the swing phase and / or upon initial contact.
  • an uphill or staircase or an overcoming of an obstacle or a height difference is taking place.
  • the orientation of the upper part in space at initial contact depends on the step height to be achieved, the orientation of the lower part in space varies only slightly.
  • an orientation of the lower part to be achieved upon initial contact can be specified and the corresponding achievable or attainable knee angle can be calculated depending on the orientation of the upper part.
  • the orientation of the lower part to be achieved can depend not only on the step height but also on the walking speed and / or the step length.
  • the walking speed and the step length With the walking speed and the step length, the hip moments introduced by the user, the step template of the leading leg, the step duration, as well as the force application point on the prosthetic foot or foot part and / or its temporal course change. It is therefore advantageous to adjust the achievable knee angle accordingly. In particular, it is advantageous to reduce the knee angle that can be achieved at slower walking speed.
  • the walking speed as well as the step length can be determined via sensor data, in particular via inertial sensors, which detect the orientation of segments in space and their changes over time, as well as accelerations. Speed and position can be determined from accelerations through integration.
  • the stride length can in particular be derived from the horizontal movement of the hip and / or that of the knee axis.
  • the step length can be derived from the forward inclination of the leg that is being treated at the end of the terminal stance phase.
  • the height difference is determined or estimated from a knee angle measured with a knee angle sensor on the artificial knee joint and a spatial position of the upper part or the lower part measured by a spatial position sensor arranged on the artificial knee joint. This makes it possible to recognize in the swing phase whether you are walking uphill or climbing stairs, so that the increased foreflexion and the reduced knee angle that can be reached are already determined and set in the swing phase.
  • the height difference can be determined from three parameters, the knee angle, the upper part orientation in the room and the lower part orientation in the room; alternatively, the height difference is determined from two of the three parameters, for example the two room orientations or the knee angle in connection with a room orientation of either the upper part or the lower part.
  • a further development of the invention provides that the achievable knee angle is set in the swing phase of the supplied, ipsilateral leg and until a predetermined spatial position and / or movement of the lower part and / or the upper part, a predetermined rotation and / or rotational speed of the lower part and / or upper part in space, an ankle joint angle, a predetermined force application point in the foot part, a predetermined force on the foot part, a defined moment on the foot part, the knee axis or the hip axis, the position of the floor reaction force vector, a defined acceleration on the foot part and / or maintained for a specified period of time.
  • the extension stop can be changed after a predetermined time in order to provide increased safety through an increased stretching movement of the knee joint. It can be assumed that after a certain period of time either a progression of movement or a change in the movement pattern has taken place, so that increased security through an extended knee joint is desirable.
  • the user of the artificial knee joint can stop on a step or take a break while walking uphill, for which purpose a knee joint that is extended to the maximum is advantageous.
  • a further development of the invention provides that a knee extension movement is permitted in the stance phase following the swing phase.
  • the extension movement can be controlled depending on the knee angle and / or the Kniewinkelge speed, the orientation of the upper and / or lower part in space, the ankle angle, and / or the position, location and size of the floor reaction force.
  • An extension resistance that is constant via the knee extension movement or that is coupled to the knee angle can be set.
  • the level and the course of the stretching resistance can depend on the step height, the step length, the walking speed, the knee flexion and / or the force application point on the foot when the foot touches down and / or the local slope of the ground.
  • the resistance to the extension of the knee can increase degressively, linearly or progressively, especially in the course of the rolling and knee extension movement.
  • the stretching movement can also be controlled in such a way that the knee stretching speed is controlled, in particular kept constant or does not exceed a predefined value.
  • the stretching movement can be controlled such that the lower part has an approximately constant orientation during knee extension and the thigh thus rolls over the knee axis, the backward rotation of the lower part is limited or a defined forward rotation of the lower part is achieved.
  • there is typically a slight forward rotation of the lower leg Due to the behavior of the foot or part of the foot that deviates from physiological walking, for example the lack of dorsiflexion, it can make sense, deviating from the physiological gait, to achieve different courses for the movement of the lower part than a slow forward rotation, for example an almost stationary lower part.
  • the force application point on the foot can be determined via force sensors and the extension movement can be controlled in such a way that the force application point is controlled during the extension movement, preferably remains in the middle area of the foot and does not move towards the heel or too early towards the toes.
  • a faster knee extension causes the point of application of force to move in the direction of the heel and less quickly in the direction of the forefoot
  • a slower knee extension causes the point of application to move towards the forefoot.
  • the local ground slope can be determined via the ankle joint angle, on the basis of which the control of the stretching movement can be adjusted.
  • the extension stop at the end of the stance phase extension is advantageously designed so that the extension movement is gently braked.
  • An interface enables the user to adapt the control parameters and thus to influence the behavior in the stance phase extension himself. It is also possible for the control to adapt the stretching behavior from step to step in order to adapt to the movement style of the user, the characteristics of the foot part and / or the shoe.
  • a further development of the invention provides that after reaching a mini paint ventilation angle and a reversal of movement of the thigh, i.e. after an increase in the ventilation angle, the orientation of the lower part in space until an initial contact, an axial force on the lower part and / or Change of an ankle joint angle is kept constant.
  • An initial contact can take place, for example, when the foot touches the ground or bumps into an object or a flinder and can be detected by changes in movement behavior, for example by detecting the acceleration behavior.
  • the orientation of the lower part in space can be kept constant, for example perpendicular or parallel to the vertical, by adjusting the extension and flexion resistances or by an active system with drives Touchdown or roll down is detected.
  • the touchdown can be detected, for example, by the detection of an axial force or a moment on the lower part, accelerations of the lower part or by the temporal course of the pitch angle.
  • a pause in the lowering movement can indicate that the foot has been placed and that the patient is being lifted to the next level via the leg that is being treated.
  • the orientation of the connecting line be controlled from hip to foot or foot part (leg tendon) in space after reaching a mini paint hip angle up to a detection of the touchdown of the foot, in particular kept constant.
  • the orientation of the leg tendon can be kept constant, for example, by actively extending the knee joint using an actuator.
  • the knee angle can also be controlled in the course of hip extension in such a way that the foot or the foot part maintains the same or approximately the same horizontal distance from the hip, that is, the step length is kept constant in a stepping down movement.
  • the knee angle can be increased if the hip is moved strongly anteriorly. It is also possible that knee extension is achieved if the hip is brought into strong flexion again after reaching a first maximum hip flexion, i.e. the step on the swing leg is extended forward in the late swing phase.
  • a further development of the invention provides that climbing uphill, climbing stairs or the like is detected via the temporal course of the orientation of the upper part and / or the ratio of the upper part orientation to a translational, horizontal movement of the knee axis and the achievable knee angle based on the course and / or the relationship between the upper part orientation and the movement of the knee axis is adjusted.
  • the horizontal movement of the knee axis can be calculated from the known length of the upper part or thigh and the course of the orientation of the upper part over time together with the hori zontal movement of the hip axis.
  • a further development of the invention provides that a flexion resistance in the swing phase of the supplied leg after a reversal of the direction of movement of the lower part, that is to say the knee movement, to a level higher than when walking in the level is set.
  • a flexion movement occurs first, i.e. a reduction in the knee angle. If the lower part or lower leg is then brought forward, i.e. the knee movement changes from flexion to extension after the knee axis has been raised to a higher level, it is advantageous to provide resistance to the flexion movement for safety reasons, for example in the event of a bump to avoid stumbling on a flinder or a step and in particular to prevent unwanted bending of the knee joint around the knee axis.
  • the swing phase knee angle can be reduced by 5 ° to 20 ° in order to define the minimum knee angle that can be achieved.
  • a further development of the invention provides that when a mountain climbing or climbing stairs or the like is recognized, the minimum attainable knee angle in the swing phase is reduced compared to walking on a level surface.
  • knee flexion is typically limited or reduced by a resistance in the direction of flexion in order to achieve knee extension in time at the end of the swing phase.
  • Due to a smaller, minimal knee angle when going uphill, climbing stairs or the like the lower part swings further and approaches the upper part, whereby the ground clearance is increased when swinging under the body.
  • the minimum knee angle is advantageously reduced when the height difference to be overcome increases. Typical values for the reduction are between 5 ° and 20
  • a further development of the invention provides that when walking uphill, climbing stairs or when intentionally overcoming a height difference in the stance phase, preferably in the terminal stance phase, knee flexion is permitted with low flexion resistance and / or knee flexion is initiated.
  • the initiation of knee flexion in the stance phase and thus when the foot is in contact with the ground or under load, corresponds to the physiological one Walking in which the knee is flexed before the foot loses contact with the ground.
  • the initiation of knee flexion thus typically takes place during the rolling movement of the foot. Bending under full or partial load at the end of the stance phase is known as the pre-swing phase.
  • the resistance to movement in the bending direction is reduced or kept at a low level for this purpose in the stance phase, preferably in the terminal stance phase.
  • a flexion movement can be initiated and / or supported under load.
  • the resistance to movement is preferably reduced in the bending direction, or the bending movement is initiated on the basis of sensor data.
  • the knee angle that can be achieved in particular the knee angle that can be achieved in the swing phase extension, is further adapted in such a way that it supports walking uphill, climbing stairs or overcoming a height difference in the following swing phase and / or in the subsequent stance phase. It is advantageous that the user can maintain the natural sequence of movements for initiating knee flexion and a swing phase and does not have to carry out a special sequence of movements to initiate swing phase flexion when going uphill, climbing stairs or overcoming a height difference.
  • a further development of the invention provides that the achievable knee angle when going uphill, climbing stairs or when intentionally overcoming a height difference is set in the swing phase, the user relieving the prosthesis, the orthosis or the exoskeleton before initiating the knee flexion movement.
  • the knee flexion can be initiated, for example, by the knee joint reducing the resistance to movement in the flexion direction when the ipsilateral side is relieved and / or after it has been relieved and the user performs a hip flexion or a combination of a hip extension and a subsequent hip flexion. It is also possible that, in addition to the partial or full load, a further movement is necessary in order to reduce the movement resistance, for example a hip extension, in particular a rapid hip extension.
  • knee flexion is supported or actively initiated in an active knee joint.
  • a further development of the method provides that the knee angle to be achieved can be set and / or changed over time, consciously and independently of the ascertained or estimated height difference.
  • the user for example an orthopedic technician, therapist or end user, can use an interface to set the control parameters.
  • the user can set, for example, manually by entering appropriate values or making appropriate settings, that the achievable knee angle should be increased and / or decreased.
  • the user's setting can be superimposed on the other control parameters so that, for example, the control continues to set a lower attainable knee angle for larger height differences, but in both cases a greater attainable knee angle is set compared to the standard setting. It can also be made possible for the user to temporarily completely deactivate the reduced reachable knee angle.
  • the system can adjust or determine parameters to control the achievable knee angle based on gait data, either through an ongoing, auto-adaptive adjustment or through a setting mode that is consciously activated and deactivated again after the setting has been made.
  • the height difference to be overcome is detected and / or determined by determining the distance to the ground and / or the ground profile.
  • the subsurface and / or the distance to the subsurface can be measured without contact, for example via sensors attached to the lower leg and / or foot section, in particular optical, using lidar, radar, and / or infrared measurement and / or ultrasound measurement. From the measurement of several points on the subsurface, conclusions can be drawn about the subsurface profile and thus the amount of a height difference to be overcome.
  • the relative speed to the ground can be measured, in particular by utilizing the Doppler effect or by deriving a determined distance over time.
  • the knee angle to be reached is set as a function of the ascertained height difference.
  • a further development of the invention provides that the resistance to bending the knee joint in the swing phase, in particular at the end of the swing phase, and / or during the stance phase, in particular during the initial contact and / or the load response, to a level higher than during the Walking in the plane is set.
  • a flexion movement occurs first, i.e. a reduction in the knee angle. If a knee extension then occurs after the knee axis has been raised to an elevated level, it is advantageous to provide the flexion movement with a resistance that prevents the knee joint from bending unintentionally around the knee axis.
  • the resistance in the flexion and extension directions can be set independently of one another.
  • the flexion resistance can be increased when the maximum knee angle is reached, when the foot is set down and / or when initial contact is made, in particular to a level higher than when walking on the plane.
  • the flexion resistance can be increased in such a way that bending of the knee joint is completely prevented.
  • the flexion resistance on initial contact can also be designed so that controlled knee flexion is allowed.
  • the flexion resistance is adapted in particular in such a way that the flexion rate is controlled and / or the maximum flexion angle is limited by increasing the flexion resistance.
  • the knee flexion can be controlled directly via a measured knee angle or via a measured orientation of the lower part in space, so that the forward inclination of the lower part reaches or does not exceed a defined value.
  • the level of resistance and the amount of permitted knee flexion can also depend on the flea difference to be overcome, the walking speed, the step length and / or the course of the force application point on the foot during rolling, so that a maximum degree of safety and security for every situation Support can be obtained.
  • Figure 1 - a schematic representation of a prosthetic leg
  • Figure 2- shows different phases and situations when overcoming a height difference
  • FIG. 3 shows an illustration of a prosthesis with angles
  • FIG. 4 shows a sequence diagram of walking uphill
  • FIG. 5 shows a flow chart of overcoming a stage
  • FIG. 6 trajectories of the ankle joint axis, knee joint axis and the tro chanter major when walking flat
  • FIG. 7 trajectories of the ankle joint axis, knee joint axis and the tro chanter major when walking uphill;
  • FIG. 10 the dependence of the knee angle on the height difference when going up a hill
  • FIG. 11 the dependency of the knee angle on the height difference when overcoming a step
  • FIG. 12 knee angle profiles for different height differences over the relative time
  • FIG. 13 the course of a thigh orientation over a step cycle
  • FIG. 14 the relationship of the thigh orientation in relation to the horizontal path of the hip;
  • FIG. 15 a possible auxiliary variable for estimating the step height;
  • FIG. 16 the knee angle profile KA in ° over a step cycle
  • FIG. 17 different control courses of a stance phase extension
  • FIG. 18 two different knee angle profiles over phases of the gait cycle
  • FIG. 19 shows a resistance curve for a passive control
  • FIG. 20 - a variant of FIG. 19;
  • FIG. 21 shows the course of a lower leg angle in relation to the upper leg angle
  • FIG. 22 the course of the knee angle in relation to the thigh angle
  • Figure 23 - a definition of the leg tendons.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of an artificial knee joint 1 in an application on a prosthetic leg; as an alternative to an application on a prosthetic leg, a correspondingly designed artificial knee joint 1 can also be used in an orthosis or an exoskeleton. Instead of replacing a natural joint, the respective artificial knee joint is then arranged medially and / or laterally on the natural joint.
  • the artificial knee joint 1 is in the form of a prosthetic knee joint with an upper part 10 with an anterior or walking direction or front side 11 and a posterior side 12 opposite the anterior side 11.
  • a lower part 20 is mounted on the upper part 10 so as to be pivotable about a pivot axis 15.
  • the lower part 20 also has a anterior side 21 or anterior side and a posterior side 22.
  • the knee joint 1 is designed as a monocentric knee joint, in principle it is also possible to control a polycentric knee joint accordingly.
  • a foot part 30 is arranged, which can be verbun either as a rigid foot part 30 with an immovable ankle or with a pivot axis 35 with the lower part, in order to move closer to the natural sequence of movements enable.
  • the knee angle KA is measured between the posterior side 12 of the upper part 10 and the posterior side 22 of the lower part 20.
  • the knee angle KA can be measured directly via a knee angle sensor 25, which can be arranged in the area of the pivot axis 15.
  • An inertial angle sensor 51 is arranged on the upper part 10, which measures the spatial position of the upper part 10, for example in relation to a constant force direction, for example the gravitational force G, which points vertically downwards.
  • An inertial angle sensor 52 is also arranged on the lower part 20 in order to determine the space of the lower part during use of the prosthetic leg.
  • a force sensor or torque sensor 54 can be arranged on the lower part 20 or the foot part 30, in which an axial force FA acting on the lower part 20 can be determined.
  • An actuator 40 is arranged between the upper part 10 and the lower part 20 in order to influence a pivoting movement of the lower part 20 relative to the upper part 10.
  • the actuator 40 can be designed as a passive damper, as a drive or as a so-called semi-active actuator 40, with which it is possible to store motion energy and give it back at a later point in time in order to slow down or support movements.
  • the actuator 40 can be designed as a linear or rotary actuator.
  • the actuator 40 is connected to a control device 60, for example wired or via a wireless connection, which in turn is connected to at least one of the sensors 25, 51,
  • the controller 60 processes the from the Sensors transmitted signals electronically with processors, arithmetic units or computers. It has an electrical power supply and at least one memory unit in which programs and data are stored and in which a working memory is available for processing data. After the processing of the sensor data, an activation or deactivation command is issued, with which the actuator 40 is activated or deactivated. By activating the actuator 40, for example, a valve can be opened or closed in order to change a damping behavior.
  • a prosthesis shaft is taken attached, which is used to hold a thigh stump.
  • the prosthetic leg is connected to the hip joint via the stump of the thigh; a hip angle HA is measured on the anterior side of the upper part 10, which is between a vertical line through the hip joint and the longitudinal extension of the upper part 10 and the connecting line between the hip joint and the knee joint axis 15 on the anterior side 11. If the thigh stump is raised and the hip joint flexed, the hip angle HA decreases, for example when sitting down. Conversely, the hip angle HA increases in the event of an extension, for example when standing up or performing similar movements.
  • the foot part 30 is first placed with the heel, the first contact of the heel or a Fer senteils of the foot part 30 is called a heel strike. Plant arflexion then takes place until the foot part 30 rests completely on the floor; as a rule, the longitudinal extent of the lower part 10 is behind the vertical that runs through the ankle joint axis 35. While walking in the plane, the body's center of gravity is then shifted forward, the lower part 20 is pivoted forward, the ankle angle AA is reduced and there is an increasing load on the forefoot. The floor reaction force vector migrates from the heel forward to the forefoot.
  • a toe-off solution or the so-called toe-off takes place, followed by the swing phase, in which the foot part 30 moves behind the center of gravity or the hip joint of the ipsilateral side while walking in the plane while reducing the knee angle KA is to then be rotated forward after reaching a minimum knee angle KA, in order to then reach heel contact again with a knee joint 1 that is usually maximally extended.
  • the force introduction point PF thus migrates from the heel to the forefoot during the stance phase and is shown schematically in FIG.
  • the human gait is essentially determined by the coordinated movement of both legs.
  • the stance leg must take over the movement of the body's center of gravity and produce the forward progression, while the swing leg positions the contralateral foot in such a way that balance is maintained and efficient weight transfer is possible.
  • the movement of both sides or both legs is therefore functionally linked and can be observed during the most varied of movements.
  • the functional coupling of movements is simulated by modeling, and the functional coupling of both the components on the ipsilateral side and the contralateral side can be used to determine any missing information of individual segments from the behavior or the states of other segments.
  • the method provides for the coupling of the respective segments of the supplied, ipsilateral side to be used in order to understand or control the leg movement and to use target variables with regard to an intention recognition and to derive target values.
  • the invention provides, without a sensor system on the contralateral side, to analyze the movement and intended movement and to generate a control based on this evaluation. While with bilateral restorations it is possible to receive the movement of the respective contralateral side through sensors on the prosthesis, orthosis or the exoskeleton or via biosignals such as muscle activity or the like, this possibility is not given with unilateral restorations. Here additional sensors would have to be arranged on the unpowered, contralateral side, which would make the overall system much more complex.
  • the ipsilateral leg movement must be sufficiently determined from a technical point of view; for a cross-knee orthopedic device, for example, an inertial angle sensor 52 on the lower part, which records the absolute angle and the horizontal accelerations, and an angle sensor 25 for recording the knee angle KA between the upper part 10 and the lower part 20 are sufficient.
  • an inertial angle sensor 52 on the lower part which records the absolute angle and the horizontal accelerations
  • an angle sensor 25 for recording the knee angle KA between the upper part 10 and the lower part 20 are sufficient.
  • the hip translation is calculated from this, and a conclusion on the contralateral leg movement is drawn from the hip translation.
  • To determine the translational movement of the hip the translational movement of a point on the supplied side, that is to say on the orthopedic device, for example the movement of the knee axis, is used.
  • the translational movement of the knee axis is determined in particular via a double integration of measured linear accelerations with the appropriate initial conditions.
  • the kinematic chain is followed up to the hip using absolute angles and relative angles.
  • the initial conditions of the integration can be determined using a kinematic model, the start of the integration advantageously being in the late standing phase.
  • the roll-off point of the foot part also called the center of rotation (COR)
  • COR center of rotation
  • segment lengths are known, since these must necessarily be recorded in order to select components when assembling the prosthesis system.
  • segment lengths can be determined with sufficient accuracy using anthropometric models from characteristic lengths, such as.
  • B. Calculate the knee-floor measurement or amputation features such as the amputation height by means of scaling.
  • the trajectory of this point can be determined by double integration.
  • the hip trajectory is then determined via the kinematic chain as a function of the relative degrees of freedom and segment lengths.
  • the translational movement of the hip is already a good measure to evaluate the intended movement; in particular, the horizontal component of the hip movement represents the proportion of the forward progression that is generated by the supporting leg. Due to the coordination of swing leg movement and standing leg movement, the relation of the ipsilateral swing leg movement to the hip translation enables a classification of the movement and a control of the prosthetic behavior.
  • a combination of orientation of the upper part and hip translation or translation of the knee axis and hip translation is particularly suitable for recognizing which movement is being carried out or intended, since these variables can be determined completely using the sensors in the orthopedic technical device.
  • leg angle of the contralateral side whereby the leg angle between the hip joint and the touchdown point during the heel strike is measured in relation to the direction of gravity
  • two assumptions are made, namely that the contralateral foot is in contact with the ground and thus the relative movement between the foot and the ground is equal to 0 and that at least one point in time in the double support phase, i.e. when both feet or foot parts are on the ground, an inertial leg angle of the contralateral side can be determined.
  • One assumption for this would be that the leg angle on the contralateral side corresponds to the negative leg angle on the prosthesis side.
  • the change in position of the contralateral leg angle can be calculated using trigonometric functions from the segment lengths and the relative translation of the hip.
  • the ratio can provide information about whether the user wants to go uphill with the supplied side, climb stairs or other overcoming a height difference AH when walking intentionally taken.
  • Typical of such an intended gait behavior is a strong backward inclination of the angle of the ipsilateral upper part in the middle of the swing phase with a relatively low presentation of the contralateral side in the stance phase.
  • the contralateral side remains almost vertical, which means that the translational hip movement is small while the upper part or the thigh is raised and flexed strongly.
  • the extent of such a forward flexion can be determined so that the ipsilateral and contralateral leg angles are harmonious when the supplied side makes contact with the ground Relate to each other.
  • the flexion and extension resistances in the form of setpoints of the actuator 40 are then set in the orthopedic equipment in the swing phase so that a harmonious relationship is established between the leg angle on the contralateral side in the stance phase and the leg angle on the ipsilateral side in the swing phase .
  • the setpoint values of the actuator 40 and thus also the flexion resistances and extension resistances are set so that the maximum attainable knee angle KAmax is adjusted as a function of the determined or estimated height difference AH of the foot part of the ipsilateral side, the height difference AH being adjusted to a foot or a Foot part of the contralateral side of a patient is applied. If going uphill, climbing stairs or overcoming an obstacle under overcoming a height difference AH is detected, the maximum extension of the lower part 20 relative to the upper part 10 is limited so that the maximum knee angle KAmax that can be reached is reduced. The lower part 20 is stopped at a specific angle of the lower part 20. In FIG. 2, such a control is illustrated using three states of an orthopedic device.
  • the foot part 30 would touch down very far forward and with a large sole angle and the patient would have to touch the hip Turn around the touchdown point over the entire length of the leg tendon, which would lead to an unphysiological sequence of movements.
  • the extension of the lower part 20 at a specific maximum knee angle or with a specific orientation of the lower part which can be detected by the inertial angle sensor 52, for example, is stopped before the maximum extension is reached, so that the foot part 30 “At the end of the extension movement above the ledge or step or at the end of the movement the determined or estimated height difference AH is located.
  • the thigh or the upper part 10 is lowered in the further course of movement, the orientation of the lower part 20 preferably being kept constant, so the spatial position of the lower part 20 does not change until the foot part 30 ′ ′′ has touched the floor.
  • This can for example be detected by the axial force sensor 54 on the basis of the occurrence of an axial force.
  • both the hip angle HA is increased and the knee angle KA is increased, at least not decreased, so that due to the variable knee angle setting and a forefleel tion the effective leg tendon length is shortened when stepping and less energy is required to overcome the height difference AH.
  • the extension of the extension stop can be moved forward by a motorized adjustment of a mechanical stop or by suitable opening and closing of valves in a hydraulic or pneumatic control within the actuator 40.
  • the vertical path of the knee axis ie the difference in height against the gravitational direction G, can be calculated from the absolute angle of the upper part 10 if the vertical path of the hip is known or is determined as an estimate.
  • the vertical path of the foot part can be calculated or estimated from a combination of the spatial orientation of the upper part 10 in conjunction with the relative angle or knee angle KA, which can be determined via the knee angle sensor 25.
  • the knee angle sensor 25 enables the determined knee angle KAD to be determined and, if sensor data is available on the hip angle in conjunction with the segment lengths, is used to calculate the height difference AH.
  • the achievable knee angle KAmax is set in the swing phase of the ipsilateral leg and maintained until a predetermined spatial position of the lower part and / or upper part is reached.
  • the setting with regard to the achievable knee angle KAmax can be maintained when monitoring the ankle joint angle AA until a predetermined ankle joint angle AA is reached, which is defined, for example, as the angle that occurs after the foot part 30 is lifted off at the end of the stance phase when the foot part 30 is in a neutral position. If the foot part 30 is then put on, the ankle joint angle AA changes, which is a sign that a change in the maximum achievable knee angle KAmax is now possible.
  • the position of the force introduction point can be determined and, depending on this position, the actuator 40 can be controlled accordingly in order to block further extension up to a certain point in time and only then to allow the knee joint 1 to be extended .
  • a time element can be used to set a specific period that limits a maximum extension.
  • a minimum hip angle HA can be recognized by monitoring the orientation of the upper part 10 in space. Is the thigh or the upper part 10 is maximally flexed, the longitudinal extension of the upper part 10 is at a maximum inclination relative to the direction of gravity G. If the upper part 10 is then pivoted down about the hip joint and the longitudinal extension of the upper part 10 approaches the direction of gravity G, is a minimum hip angle HA is reached and a movement reversal has taken place. After the detection of the reversal of movement, the maximum knee angle or, for example, the orientation of the lower part 20 in space can be kept constant until the foot part 30 touches the floor, for example by detecting an axial force FA or by changing the ankle joint angle KA.
  • the maximum achievable knee angle KAmax is set by changing the extension resistance in order to place the foot part 30 in the correct orientation with an angled leg, it is advantageous for further movement if the flexion resistance in the swing phase of the ipsilateral side after a movement reversal of the Under partly 20 in the vertical direction, i.e. when the lower part is lowered, is kept at a high level, at a level that is higher than the flexion resistance when walking in the plane, in order to lift the body of the user of the orthopedic device when walking uphill To facilitate climbing stairs or the like and to avoid unwanted flexion and bending of the knee joint 1.
  • FIG. 3 the respective angles and orientations in space and the respective reference values are shown to clarify the respective relationships among one another.
  • the direction of gravity or the direction of gravity is denoted by the arrow g
  • the gravity orientation essentially corresponds to a vertical orientation.
  • the orientation of the upper part 10 in space is defined by the angle ft
  • the orientation of the lower part 20 in space is represented by the angle cps, in each case measured from the direction of gravity g.
  • the hip angle HA is measured between the longitudinal orientation of the torso and the longitudinal orientation of the upper part 10 on the front side in the g direction
  • the knee angle KA is measured between the longitudinal extension of the upper part 10 and the longitudinal extension of the lower part 20 around the knee axis 15.
  • FIG. 4 is an illustration of a sequence of movements when going uphill.
  • the sequence of movements begins at to for the supplied leg with the upper part 10, the lower part 20 and the prosthetic foot 30, in which the prosthetic foot 30 just touches the floor and is at the end of the stance phase.
  • the uncontrolled contralateral leg is fully placed on the floor and slightly flexed.
  • the leg that has been treated is raised and is in a maximally flexed position with a minimal knee angle KA.
  • the foot part 30 is moved towards the ground and lowered, the lower part 20 is at the end of a swing phase extension movement and is braked, for example by activating a brake, increasing a damping rate or by adjusting an extension stop, with which the achievable knee angle is changed.
  • the foot part 30 of the supplied leg with a flexed knee joint 1 is put on, the contralateral, un supplied leg is relieved and moved forward.
  • a standing phase extension is carried out for the leg that has been treated, which is completed in the phase at time t4.
  • the body's center of gravity is then moved forward in the walking direction via the knee pivot axis 15.
  • the lower part 20 performs a forward rotation about a support point or pivot point on the floor side and is arranged in the illustrated embodiment in the area of the tip of the prosthetic foot 30. The movement cycle then begins again.
  • FIG. 5 shows a corresponding movement sequence when overcoming a step, with a further movement step being drawn in when overcoming a step, which is designated as t4 in FIG. 5 and lies between the time segments t3 and t4 in the sequence of FIG.
  • t4 a further movement step
  • the uncertain, contralateral leg is raised and in the fleas just above the step to be overcome and the knee on the contralateral side has not yet been moved in front of the knee axis 15 of the prosthetic knee joint 1.
  • the knee joint K is brought forward and raised slightly, creating a whip effect, in which the ankle joint A is raised, the tro chanter major remains at an almost unchanged level.
  • the knee joint K is raised further and moved forward, the ankle joint A overtakes the knee joint after about 40% of the gait cycle until the knee joint K is in a maximally extended position, which is the case with heel contact or heel strike is.
  • This gait phase is marked with the solid line and the reference symbol IC for initial contact. Due to the elasticity of the foot, the ankle joint axis sinks in slightly and the leg rolls forward around the foot 30 or the ankle joint axis 35 in the walking direction, the knee joint being slightly bent because it is a stance phase flexion. In about 70% of the gait cycle, the trocha nter major overtakes the knee joint axis and the hip is brought in front of the knee joint and a forward movement is initiated. Each individual dashed line marks one tenth of a gait cycle.
  • FIG. 7 shows the trajectories of ankle A, knee K and greater trochanter Tr when walking uphill, for example on a ramp.
  • the ankle joint A has the same trajectory shape, but that it is inclined upwards.
  • the lower leg orientation during initial contact is different to that when walking on the plane, as is the orientation from lower part to upper part, namely bent in contrast to a maximally extended position when walking on the plane. All trajectories end at a higher level than they started, which is due to the nature of the matter of going uphill.
  • the step height between the contralateral leg that is not taken care of and the ipsilateral foot part 30 of the leg that has been taken care of can be defined.
  • the distance Hi from the floor to a prominent point on the hip, for example the greater trochanter, is determined on the fleas of the supporting leg
  • the distance H2 is the distance between the floor and the hip or the greater trochanter on the leading side, in the example shown on the prepared page.
  • the flea difference AFI then results from the difference between H 1 and H2. Accordingly, a definition of the flea difference AFI applies for walking on a ramp.
  • Figure 8b shows the definition of a flea difference AFI * in which the overcome fleas is measured from ipsilateral to ipsilateral, i.e. the flea difference between the lifting of the treated leg and the rest, which corresponds to the flea difference between the toe-off of the treated leg and the initial contact .
  • the difference is made clear that the appearance of the treated leg with a flexed knee joint compared to the appearance of a leg with an extended knee joint means for a patient when a flea difference is to be overcome.
  • a vorflektier th occurrence is shown
  • the right representation a stretched occurrence in which the knee angle KA2 is greater than in the pre-flexed occurrence with a knee angle KAi. Due to the pre-flexion, the step forward Li is less than when stepping with a straight leg.
  • the body's center of gravity COM must be moved forward in order to achieve a gait progress.
  • the lever L * i must be used as the distance between the center of mass COM and the vertical from the contact point in order to move the body's center of gravity.
  • the lower the Flebel L * i the lower the effort that the patient has to expend on the thigh muscles and the hip extensor.
  • the lever l_ * 2 is also much larger, even with a user leaning forward, so that a considerably greater amount of force is required to overcome the height difference.
  • the height difference AH must be achieved using a larger step template L2 compared to a forward-flexed appearance.
  • the usual compensation is done by tilting forward of the upper body, which tries to reduce the lever L * between the point of occurrence and the center of mass COM.
  • there is an increased plantar flexion of the rushing leg which cannot be seen in the illustration.
  • FIG. 10 the dependence of the knee angle KA on the height difference DH or the step height is shown.
  • FIG. 11 this relationship is shown for overcoming a step, in FIG. 10 when walking uphill on a ramp.
  • FIG. 12 shows the knee angle profile for different height differences DH.
  • DH 0, the toe-off TOi results in a reduction in knee angle KA down to a minimum knee angle.
  • the foot is then brought forward, the knee angle KA increases until it is almost completely extended during the heel strike or initial contact IC.
  • a forward flexion is set so that stance phase flexion can be performed.
  • a pre-flexion is carried out to initiate the swing phase.
  • the knee angle KA is plotted over the dimensionless time by the proportion of the gait cycle, the subdivisions each correspond to 10% of a gait cycle.
  • FIG. 13 shows the course of a thigh orientation ft in ° over a step cycle with the subdivision into the respective portion of the gait cycle, applied from a first initial contact or heel strike IC to a second initial contact IC2 or heel strike.
  • the dashed line shows the course of the thigh orientation cpi for level walking, the solid line for a Climbing uphill or uphill with a DH> 0.
  • FIG. 14 shows the ratio of the thigh orientation ft in relation to the horizontal path of the hip or of the trochanter major XH for different height differences of the DH.
  • Walking on the plane with DH1 results in a comparatively small range of motion, with increasing height difference DH there is an increasing increase in the thigh orientation cpT with a shortening step length or a shortening horizontal path of the hip. From such a relationship it can be deduced whether there is climbing over or uphill and whether and to what extent an adjustment of the extension stop or damping devices should be undertaken. The adjustment of the extension stop or the damper device can then take place in the swing phase, for example when a threshold value stored in the control unit for this ratio is reached.
  • FIG. 15 illustrates a possible auxiliary variable for estimating the step height or the height difference DH to be overcome, namely the ratio of the thigh orientation ft to the horizontal path of the hip XH.
  • a rising incline K indicates an increasing step height DH, the greater the step height DH, the greater the inclination of the ratio of thigh orientation ft to a horizontal path XH of the hip, for example the greater trochanter.
  • FIG. 16 shows the knee angle profile KA in ° over a step cycle, starting with toe-off TO, with a heel strike HS or initial contact IC at 1 and a second toe-off TO at 1, 6. In the different gait phases, different goals are pursued with the control of the resistances or the attacks.
  • the swing phase extension is braked in a controlled manner or the knee joint is actively stretched up to the respectively desired angle of forward flexion.
  • the stance phase flexion is checked, for example bending under high flexion resistance in order to limit or prevent excessive stance phase flexion.
  • the stance phase extension is influenced, for example via the extension rate, so that the rollover behavior and extension behavior can be influenced.
  • the stance phase extension is slowed down in order to avoid a hard stop in the extension stop when the rollover has taken place and the maximum knee angle is reached.
  • An application example for an energy store which can be integrated in an active or semi-active actuator, provides for the use of the energy store in selected gear phases.
  • the kinetic energy can be stored in particular during the stance phase extension, that is to say during phases C and D, within these phases in particular during braking in the stance phase extension, which corresponds to phase D.
  • the stored energy is released again.
  • the kinetic energy is stored during the stance phase extension in phase D in order to release it again during the swing phase extension in phase A, there in particular in the second half of the stance phase extension. This supports the correct positioning of the foot.
  • the entire stored kinetic energy does not have to be released again immediately; stored amounts of energy can also be added up, for example over several movement phases of a step or over several steps in different or in the same movement phases.
  • FIG. 17 shows different control curves of a stance phase extension over the lower leg angle cps.
  • the knee extension can be controlled in such a way that with a course according to A, the lower leg or the lower part 10 maintains an approximately constant orientation during the knee extension movement.
  • a certain amount of forward rotation of the lower part 20 and the lower leg can be allowed and a forward rotation speed can be set to a defined level.
  • the course C provides a certain amount of backward rotation or a backward rotation speed. All three control variants may depend on the walking speed, the step height, the step length and the degree of knee flexion.
  • the lower leg angle cps is again plotted over the phases of a gait cycle from the initial contact IC to the beginning of the swing phase at toe-off TO.
  • FIG. 18 shows two different knee angle profiles KA, likewise over phases of the gait cycle, the phase following the initial contact IC taking place here with a relatively rigid pre-flexion of 20 degrees. Stance phase flexion is prevented via the course according to the solid curve A, the course with the dashed line B allows further stance phase flexion to 30 degrees, but the extent of stance phase flexion is controlled and the maximum knee flexion is limited. Both variants can be used depending on the walking speed, the step height, the step length and the course of the force application point in the foot section.
  • FIG. 19 shows the possible resistance profile with passive control and with the prevention of stance phase flexion using three diagrams.
  • the upper diagram shows the knee angle profile KA, the middle diagram the flexion resistance Rfiex and the lower diagram the extension resistance Rext over a gait cycle from toe-off 1 to toe-off 2 with the initial contact IC or heel strike at 1.0. All three curves are plotted over the dimensionless time through the proportion of the gait cycle.
  • the flexion resistance Rfiex is increased to a maximum The value is increased so that a maximum flexion resistance is applied in the event of an initial contact IC of the foot part.
  • the increase in phase A takes place during the swing phase extension, the knee joint is locked at initial contact IC.
  • the flexion resistance Rfiex to the stance phase extension is reduced again in phase B, for example when a stance phase extension takes place, in order to enable a rapid drop in the extension resistance to initiate the swing phase at the end of the stance phase.
  • the extension resistance is increased in phase C before the initial contact IC during the swing phase extension in order to stop the knee joint at a defined knee angle KA. A complete blocking of the extension movement does not have to be. By increasing the resistance, the extension movement can be reduced sufficiently to adequately stop the joint. Then the extension resistance is reduced, if necessary depending on the walking speed, step height, step length, existing knee flexion and the course of the ground reaction force vector.
  • the extension resistance Rext is then increased in a controlled manner during the stance phase extension movement, for example by regulating it to a target extension rate of the knee joint or as a function of the lower leg angle cps.
  • the stance phase extension is made to fold by a further increase in phase F in order to avoid a hard attack in the extension or when the desired knee angle KA is reached.
  • FIG. 20 essentially corresponds to FIG. 19, but shows different curves for both the knee angle KA and the respective resistances over the course of a gait cycle.
  • the flexion resistance Rfiex is not increased to a maximum value before the initial contact IC, but instead is reduced to a lower value after a maximum to slow down the swing phase until after the initial contact IC the flexion resistance Rfiex is increased in phase B to enable controlled stance phase flexion.
  • the increase in phase B is used to control the flexion rate or the extent of stance phase flexion.
  • the extent to which the flexion resistance Rfiex is increased depends on the desired maximum flexion angle.
  • the flexion resistance reduced again in phase C analogous to phase B in FIG. 19.
  • the expansion resistance Rext is adjusted as explained in the course of FIG. 19.
  • FIG. 21 shows the course of the lower leg angle cps in relation to the thigh angle ft for walking in the plane in the interrupted line with a height difference DH equal to 0.
  • the solid line shows the ratio of the lower leg angle cps to the upper leg angle ft for walking uphill or climbing over an obstacle with a height difference DH greater than 0.
  • the subdivisions each correspond to 10 percent of a gait cycle.
  • FIG. 22 shows the ratio of the knee angle KA to the thigh angle ft for walking in the plane with DH equal to 0 with the dashed line and for climbing over an obstacle or going uphill with DH greater than 0 with the solid line.
  • FIG. 23 a definition of the leg tendons of an ipsi-lateral, supplied leg and a contralateral, non-supplied leg is made.
  • the leg tendon goes through the hip pivot point and forms a line with the ankle joint.
  • the length of the leg tendon and the orientation fi_ of the leg tendons change during movement, in particular also with different inclines.
  • the height differences DH to be overcome can be estimated and predicted or determined via the course of the change in length and / or orientation of the leg tendon.
  • the respective control commands are then derived from this.
  • the respective orientation of the ipsilateral leg tendon cpu relative to the gravitational direction G and the contralateral leg tendon cpu ⁇ is entered in each case.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Steuern eines künstlichen Kniegelenkes (1 ) mit einem Oberteil (10) mit einer anterioren Seite (11 ) und einer posterioren Seite (12), einem um eine Knieachse (15) schwenkbar an dem Oberteil (10) gelagerten Unterteil (20) mit einer anterioren Seite (21 ) und einer posterioren Seite (22), einem an dem Unterteil (20) angeordneten Fußteil (30), zumindest einem Sensor (25, 51, 52, 53, 54), einer mit dem zumindest einem Sensor (25, 51, 52, 53, 54) verbundenen Steuereinrichtung (60) und einem Aktuator (40), der mit der Steuereinrichtung (60) gekoppelt ist und über den ein erreichbarer Kniewinkel (KAmax) zwischen der posterioren Seite (12) des Oberteils (10) und der posterioren Seite (22) des Unterteils (20) in der Schwungphase durch die Steuereinrichtung (60) einstellbar ist, wobei in Abhängigkeit von Sensordaten des zumindest einen Sensors (25, 51, 52, 53, 54) auf eine Überwindung einer Höhendifferenz (ΔΗ) des Fußteils (30) zu einem Fuß (33) oder einem Fußteil der kontralateralen Seite eines Patienten in dessen Standphase oder zu der unmittelbar vorhergehenden Standphase des Fußteils (30) beim Gehen geschlossen wird und der in der Schwungphase erreichbare Kniewinkel (KAmax) verstellt wird.

Description

Verfahren zum Steuern eines künstlichen Kniegelenkes
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Steuern eines künstlichen Kniegelenkes mit einem Oberteil mit einer anterioren und einer posterioren Seite, einem um eine Knieachse schwenkbar an dem Oberteil gelagerten Unterteil mit einer anterioren und einer posterioren Seite, einem an dem Unterteil angeordneten Fußteil und ei nem Aktuator, über den ein erreichbarer Kniewinkel zwischen der posterioren Seite des Oberteils und der posterioren Seite des Unterteils am Ende einer Schwungphase einstellbar ist.
Künstliche Kniegelenke werden in Prothesen, Orthesen und Exoskeletten verwen det. Ein künstliches Kniegelenk weist ein Oberteil und ein Unterteil auf, die relativ zueinander verschwenkbar um eine Knieachse gelagert sind. In dem einfachsten Fall ist das Kniegelenk als Einachskniegelenk ausgebildet, bei dem beispielsweise ein Bolzen oder zwei auf einer Schwenkachse angeordnete Lagerstellen eine ein zelne Knieachse bilden. Ebenfalls existieren Kniegelenke, die keine festgelegte Drehachse des Oberteils relativ zu dem Unterteil ausbilden, sondern entweder ab gleitende oder abrollende Oberflächen oder eine Vielzahl von gelenkig miteinan der verbundenen Lenkern aufweisen. Relativ häufig sind sogenannte Vierachs- Kniegelenke mit Federeinrichtungen und Dämpfern im Stand der Technik be schrieben worden. Darüber hinaus existieren Fünfachs- und Sechsachs-Kniege- lenke. Bei Orthesen und Exoskeletten sind Mehrachs-Ausgestaltungen der künstli chen Kniegelenke die Ausnahme.
Prothesenkniegelenke werden häufig als komplette Baugruppe mit oberen An schlussmitteln zum Festlegen eines Oberschenkelschaftes oder einer anderen Einrichtung zum Festlegen des Oberteils an dem Patienten sowie Befestigungs einrichtungen zum Festlegen eines Unterteils, beispielsweise eines Unterschen kelrohrs oder eines Prothesenfußes hergestellt und ausgeliefert. Bei Orthesen und Exoskeletten können Befestigungseinrichtungen zum Festlegen des künstlichen Kniegelenkes an dem Patienten unmittelbar an einem Oberteil und einem Unterteil angeordnet sein, beispielsweise in Gestalt von Gurten, Manschetten oder Scha len, die an Schienen oder äußeren Rahmenkonstruktionen angeordnet sind. Zum Beeinflussen der Extensionsbewegung und/oder Flexionsbewegung ist es bekannt, einen Aktuator zwischen dem Oberteil und dem Unterteil anzuordnen, beispielsweise in Gestalt eines Dämpfers oder eines Antriebs.
Die DE 10 2013 011 080 A1 betrifft ein Verfahren zur Steuerung einer orthopädie technischen Gelenkeinrichtung einer unteren Extremität mit einem Oberteil und ei nem gelenkig daran gelagerten Unterteil, zwischen denen eine Umwandlungsein richtung angeordnet ist, über die während einer Verschwenkung des Oberteils re lativ zu dem Unterteil mechanische Arbeit aus der Relativbewegung umgewandelt und in zumindest einem Energiespeicher gespeichert wird. Die Energie wird der Gelenkeinrichtung zeitversetzt wieder zugeführt, um die Relativbewegung zu un terstützen, wobei die gespeicherte Energie rückgewandelt und die Zufuhr mecha nischer Arbeit während der Unterstützung der Relativbewegung kontrolliert erfolgt. Zusätzlich zu der Umwandlungseinrichtung kann ein separater Dämpfer in Gestalt eines Hydraulik- oder Pneumatikdämpfers vorgesehen sein, der verstellbar ausge bildet ist, so dass über die Dämpfereinrichtung der Widerstand während des Ge hens sowohl in Flexionsrichtung als auch in Extensionsrichtung beeinflusst werden kann.
Die US 5,181 ,931 A betrifft eine Schwenkverbindung zwischen zwei Teilen einer orthopädietechnischen Einrichtung mit einem Oberteil und einem Unterteil und ei nem einstellbaren, mechanischen Extensionsanschlag.
Die EP 2 240 124 B1 betrifft ein orthopädietechnisches Kniegelenk mit einem Oberteil, an dem obere Anschlussmittel angeordnet sind, einem verschwenkbar an dem Oberteil gelagerten Unterteil mit Anschlussmitteln für orthopädietechnische Komponenten und einem Anschlag zur Begrenzung einer Extensionsbewegung. Der Anschlag ist verlagerbar ausgebildet und mit einer Verstelleinrichtung gekop pelt, die wiederum mit einer Steuereinrichtung gekoppelt ist, die in Abhängigkeit von Sensordaten die Verstelleinrichtung aktuiert und die Position des Anschlages dahingehend verändert, dass ein Extensionsanschlag für das Gehen vorverlagert und für das Stehen zurückgenommen wird. Ein künstliches Kniegelenk weist in der konstruktiv maximal erreichbaren Stre ckung einen Kniewinkel von 180° auf, eine Hyperextension, also ein Winkel auf der posterioren Seite größer 180°, ist in der Regel nicht vorgesehen. Das Ver- schwenken des Unterteils gegenüber dem Oberteil nach posterior wird als Knie- Flexion bezeichnet, ein Verschwenken nach anterior als Extension. Bei dem Initial kontakt setzt der Fuß am Ende der Schwungphase zu Beginn der Standphase auf dem Boden auf. Beim Gehen in der Ebene kommt es zumeist zu einem Fersen stoß, das heißt, der Fuß setzt zuerst mit der Ferse auf. Bleibt das künstliche Knie gelenk in einer gestreckten, geraden Stellung, führt dies zu einer unmittelbaren Kraftdurchleitung in das Becken, was als sehr unangenehm empfunden wird. Ana log zum natürlichen Gehen wird daher in Prothesen oder Orthesen eine soge nannte Standphasenflexion zugelassen oder durchgeführt, bei der nach dem Fer senstoß das Kniegelenk um die Knieachse einbeugt, gegebenenfalls entgegen ei ner Widerstandskraft über einen Hydraulikdämpfer. Über einen Extensionsan schlag kann am Ende der Schwungphase das künstliche Kniegelenk bei einem bestimmten Kniewinkel gestoppt werden, um die Standphasenflexion einzuleiten oder zu deren Einleitung beizutragen. Die Einstellung eines Extensionsanschlages dahingehend, dass bei einem initialen Auftreten am Ende der Schwungphase kein vollständig gestrecktes Bein vorliegt, also nicht der konstruktiv maximal vorgese hene Kniewinkel eingestellt wird, sondern der erreichbare Kniewinkel verringert wird, wird als Vorflexion bezeichnet und hat eine positive Auswirkung auf das Gangverhalten, da ein gleichmäßigeres Gehen ermöglicht wird. Typische Werte des Extensionsanschlags für das Gehen in der Ebene liegen bei etwa 176° Knie winkel.
Bei Gehsituationen, die vom Gehen in der Ebene abweichen, ist eine für das Ge hen in der Ebene angepasste Steuerung häufig nicht ausreichend und behindert den Nutzer in solchen Sondersituationen.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren bereitzustellen, mit dem es einem Nutzer eines künstlichen Kniegelenkes ermöglicht wird, Sondersituatio nen des Gehens besser zu meistern. Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Hauptanspruches gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen, der Beschreibung sowie den Figuren of fenbart.
Das erfindungsgemäße Verfahren zum Steuern eines künstlichen Kniegelenkes mit einem Oberteil mit einer anterioren und einer posterioren Seite, einem um eine Knieachse schwenkbar an dem Oberteil gelagerten Unterteil mit einer anterioren Seite, einem an dem Unterteil angeordneten Fußteil, zumindest einem Sensor, ei ner mit dem zumindest einem Sensor verbundenen Steuereinrichtung und einem Aktuator, der mit der Steuereinrichtung gekoppelt ist und über den ein erreichbarer Kniewinkel zwischen der posterioren Seite des Oberteils und der posterioren Seite des Unterteils am Ende einer Schwungphase einstellbar ist, sieht vor, dass aus Sensordaten des zumindest einen Sensors auf eine zu überwindende Höhendiffe renz des Fußteils zu einem Fuß oder einem Fußteil der kontralateralen Seite eines Patienten in dessen Standphase oder zu der unmittelbar vorhergehenden Stand phase des Fußteils geschlossen wird und der in der Schwungphase erreichbare Kniewinkel, insbesondere in Abhängigkeit von der ermittelten oder abgeschätzten Höhendifferenz, vorzugsweise in der Schwungphase, verstellt wird. Der erreich bare Kniewinkel, insbesondere der in der Schwungphasenstreckung erreichbare Kniewinkel, unterscheidet sich von dem konstruktiv maximal vorgesehenen Knie winkel dadurch, dass er durch den Aktuator eingestellt wird und veränderlich ist, während der konstruktiv maximal vorgesehene Kniewinkel in der Regel ein ge strecktes, maximal extendiertes Bein mit einem Kniewinkel von 180° bedeutet. Der konstruktiv maximal vorgesehene Kniewinkel ist durch die Auslegung und Anord nung von Komponenten des künstlichen Kniegelenkes vorgegeben.
Beim Überwinden einer Höhendifferenz kann es sich einerseits um das Bergauf gehen, Treppaufsteigen oder andererseits um das Überwinden einer physischen Höhendifferenz handeln. Es ist jedoch auch möglich, dass es sich um die Intention des Anwenders handelt, den Fuß entsprechend zu positionieren, ohne dass eine physische Steigung oder Höhendifferenz vorhanden ist. Beim Treppaufsteigen kann es sich um das Überwinden einer oder mehrerer Stufen und/oder Absätze handeln. Das heißt, es kann sich um das Hinaufsteigen auf einen Absatz, bei spielsweise das Überwinden der Bordsteinkante, oder aber auch um das Hinauf steigen einer Treppe, also mehrerer aufeinanderfolgender Stufen handeln.
Die Einstellung eines Extensionsanschlages dahingehend, dass bei einem Initial kontakt, z.B. dem initialen Fersenstoß, am Ende der Schwungphase kein vollstän dig gestrecktes Bein vorliegt, also nicht der konstruktiv maximal vorgesehene Kniewinkel eingestellt wird, sondern der erreichbare Kniewinkel verringert wird, um eine sogenannte Vorflexion bereitzustellen, hat eine positive Auswirkung auf das Gangverhalten, da ein gleichmäßigeres Gehen ermöglicht wird. Das Bergaufge hen oder das Treppaufsteigen oder das anderweitige vom Nutzer des künstlichen Kniegelenkes intendierten Überwinden einer Höhendifferenz unterscheidet sich von dem Gehverhalten in der Ebene. Beim normalen Gehen in der Ebene haben der kontralaterale und ipsilaterale Fuß während des Initialen Auftretens denselben vertikalen Abstand zur Hüfte. Im Gegensatz dazu muss sich beim Überwinden ei ner Höhendifferenz der vertikale Abstand des vorauseilenden Fußes zur Hüfte ver kürzen um die Höhendifferenz auszugleichen. Im physiologischen Gang geschieht dies, indem auf der Seite des vorauseilenden Beins eine stark ausgeprägte Hüft- flexion eingeleitet und das Bein in entsprechend vorgebeugter Stellung aufgesetzt wird. Weiterhin wird vor allem bei größeren Höhendifferenzen und kleinen Schritt längen der Körperschwerpunkt zunächst über dem Standbein belassen und erst mit dem initialen Aufsetzen des vorauseilenden Fußes das Gewicht transferiert. Beim Gehen in der Ebene sind die Schrittlängen des versorgten, also mit einem künstlichen Kniegelenk ausgestatteten Beines, sei es mit einer Prothese, einer Or- these oder einem Exoskelett, gleich zu dem des unversorgten Beines. Der Körper schwerpunkt bewegt sich beim Gehen in der Ebene im Wesentlichen gleichmäßig zwischen dem Standbein und dem Schwungbein.
Beim von dem Nutzer intendierten Bergaufgehen oder Treppaufsteigen oder an derweitigen Überwinden einer Höhendifferenz beim Gehen bewegt sich der Schwerpunkt oder das Becken nicht gleichmäßig nach vorn, vielmehr steht der Nutzer des künstlichen Kniegelenkes auf dem hinteren Bein, das kaum zu der so genannten Schrittvorlage beiträgt. Die nahezu komplette Schrittvorlage erfolgt über das Bein in der Schwungphase, also dasjenige Bein, das angehoben ist und auf einem höheren Niveau als das Standbein aufgesetzt wird oder werden soll. In Abhängigkeit von einer ermittelten oder abgeschätzten Höhendifferenz des Fuß teils der versorgten Seite, also derjenigen Seite, die mit dem künstlichen Kniege lenk versehen ist, zu einem Fuß oder einem Fußteil der kontralateralen Seite ei nes Patienten in der Standphase wird der erreichbare Kniewinkel des künstlichen Kniegelenks verstellt. Es hat sich gezeigt, dass bei einer gegenüber dem ebenen Gehen stärkeren Vorflexion und damit einem geringeren erreichbaren Kniewinkel das Bergaufgehen und Treppaufsteigen wesentlich erleichtert wird. Im Gegensatz zu einem Aufsetzen mit gestrecktem oder nur leicht vorflektiertem Kniegelenk ver kürzt sich bei gleicher Höhendifferenz beim Aufsetzen mit stärker vorflektiertem Gelenk der horizontale Hebelarm zwischen dem Kraftangriffspunkt am Fuß und der Hüfte und im Weiteren das notwendige Hüftstreckmoment um den Körper schwerpunkt über das versorgte Bein zu bringen. Der Körperschwerpunkt muss nicht über die gesamte, gestreckte Beinlänge gehebelt werden, sondern aufgrund der verkürzten Beinlänge nur um einen geringeren Hebel. Dadurch ist es möglich, insgesamt eine harmonischere Bewegung beim Bergaufgehen oder beim Trep pensteigen zu erreichen. Belastende Kompensationsmechanismen wie eine ver stärkte Plantarflexion des standbeinseitigen Fußes oder eine verstärkte Vorwärts neigung des Oberkörpers können reduziert werden. Die Schrittlänge steht in ei nem besseren Verhältnis zur kontralateralen Seite wodurch das Gangbild symmet rischer und natürlicher wird. Bei Versorgung mit passiven Füßen und Fußteilen setzt der Fuß zudem in einer günstigeren Orientierung auf dem Boden auf. Vorteil hafterweise wird der erreichbare Kniewinkel um 5° - 30° gegenüber dem maximal konstruktiv vorgesehenen Winkel reduziert. Insbesondere in Verbindung mit einem beweglichen Knöchelgelenk, beispielsweise einer Anpassung des Knöchelwinkels an die Untergrundneigung, aber auch bei einer aktiven Unterstützung der Streck bewegung in der Standphase kann es von Vorteil sein den erreichbaren Kniewin kel über diesen Bereich hinaus zu reduziert, insbesondere bei der Überwindung von besonders großen Höhendifferenzen.
Auf das Bergaufgehen, Treppaufgehen oder das anderweitige vom Nutzer inten dierte Überwinden einer Höhendifferenz kann durch eine ermittelte oder abge schätzte Höhendifferenz geschlossen werden. Vorzugsweise wird die Höhendiffe- renz zwischen dem Fuß oder Fußteil des kontralateralen Beines und dem voraus eilenden, in der Schwungphase befindlichen, Fuß oder Fußteil für die Steuerung herangezogen. Eine andere Möglichkeit ist es, die Höhendifferenz heranzuziehen, welche der ipsilaterale Fuß in der Schwungphase überwindet.
Der erreichbare Kniewinkel, insbesondere der in der Schwungphasen-Extension erreichbare Kniewinkel, kann insbesondere während der Schwungphase eines Schrittes angepasst werden. Die Anpassung erfolgt somit vorzugsweise in einer Art und Weise, dass der erreichbare Kniewinkel auf den darauffolgenden Initial kontakt und/oder die darauffolgende Standphase abgestimmt ist. Es ist jedoch auch möglich, dass der erreichbare Kniewinkel bereits in der vorangehenden Standphase oder einem vorangehenden Schritt verstellt wird, insbesondere, dass im vorangegangenen Schritt das Bergaufgehen, Treppaufsteigen und/oder die In tention eine Höhendifferenz zu überwinden erkannt wurde und auf Basis dieser In formation der erreichbare Kniewinkel für den darauffolgenden Schritt angepasst wird. Es ist beispielsweise auch möglich, dass der erreichbare Kniewinkel erst dann verstellt wird, wenn für mehrere aufeinanderfolgende Schritte das Bergauf gehen, Treppaufsteigen und/oder die Intention eine Höhendifferenz zu überwin den, erkannt wird. Im Weiteren ist es möglich, dass der erreichbare Kniewinkel über mehrere aufeinanderfolgende Schritte unverändert bleibt, beispielsweise wenn mehrere aufeinanderfolgende Schritte bergauf durchgeführt werden und eine Verstellung erst dann erfolgt, wenn eine abweichende Situation erkannt wird.
In der terminalen Standphase kann eine Kniebeugung bei geringem Beugewider stand zugelassen und/oder eine Kniebeugung eingeleitet werden, insbesondere in Abhängigkeit von Sensordaten, welche Rückschlüsse auf die Überwindung einer Höhendifferenz zulassen, wobei der in der Schwungphase erreichbare Kniewinkel verstellt wird.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass bei einem nach oben Steigen, das heißt einer sich entgegen der Gravitationsrichtung vergrößernden Höhendiffe renz, der erreichbare Kniewinkel verringert wird. Je größer die Höhendifferenz zwi schen dem Fuß des Standbeins und jenem des Spielbeins ist, desto kleiner wird der erreichbare Kniewinkel eingestellt. Bei einer höheren Stufe oder bei einem - o - steileren Gelände wird die Extension somit früher abgestoppt wird. Umgekehrt be deutet dies, dass bei flachen Stufen oder einer geringen Steigung der erreichbare Kniewinkel weniger stark verringert wird, wodurch eine erleichterte Vorwärtsbewe gung erreicht wird. Die Anpassung des erreichbaren Kniewinkels an die Höhendif ferenz kann kontinuierlich erfolgen und/oder in mehreren diskreten Stufen. Es ist zudem möglich, dass der erreichbare Kniewinkel ab einer gewissen Höhendiffe renz nicht mehr weiter verringert wird. Insbesondere durch die Anpassung des Kniewinkels an die Höhendifferenz und/oder die Schritthöhe ist es möglich, die Be lastung auf die versorgte oder ipsilaterale Seite des Nutzers des künstlichen Knie gelenkes zu verringern, dem in der Regel nicht die volle Funktionsfähigkeit der Beinmuskulatur zur Verfügung steht.
Die zu überwindende Höhendifferenz als Kenngröße für den erreichbaren Knie winkel kann über die Trajektorien des Hüftgelenkes, der Knieachse und/oder des Fußteils der jeweils ipsilateralen Seite detektiert und/oder ermittelt werden. Eine Trajektorie beschreibt dabei den zeitlichen Verlauf der Position eines Punktes im Raum. Der translatorische Weg eines Punktes, der mit dem künstlichen Gelenk verbunden ist und beispielsweise an dem Oberteil oder dem Unterteil oder an der Knieachse positioniert ist, und damit auch die vertikale Komponente, kann oder können beispielsweise aus dessen ermittelten Beschleunigungswerten mittels zweifacher Integration bestimmt werden. Die Anfangsbedingungen der Integration werden zum Beispiel über ein kinematisches Modell bestimmt, wobei der Beginn der Integration vorteilhafterweise in der späten Standphase liegt. Die für das kine matische Modell notwendigen Segmentlängen können gemessen und in der zur Berechnung der Steuersignale für den Aktuator notwendigen Steuereinrichtung hinterlegt werden. Über eine kinematische Kette lässt sich aus der Bahnkurve ei nes Punktes über die relativen Freiheitsgrade und Segmentlängen auf die eines anderen schließen, zum Beispiel jene der Hüfte, der Knieachse oder des Fußteils. Die Freiheitsgrade und Segmentlängen sind bekannt oder in der Steuereinrichtung hinterlegt, sodass für die Bestimmung keine Bewegungsdaten oder andere Daten des unversorgten, kontralateralen Beines verwendet werden müssen. Beispiels weise werden die Beschleunigung und die Orientierung des Unterteils über einen Initialsensor bestimmt, über einen Kniewinkelsensor wird der Winkel zwischen dem Unter- und dem Oberteil bestimmt und durch Integration der Beschleuni gungsdaten und die kinematische Kette die Trajektorie, die Geschwindigkeiten und Beschleunigungen der Hüfte bestimmt. Als Indikatoren für die Überwindung einer Höhendifferenz können insbesondere die Geschwindigkeiten und Beschleu nigungen herangezogen werden, vorzugsweise die vertikalen Komponenten. Beim Überwinden einer Höhendifferenz werden einerseits der Körperschwerpunkt und damit die Hüfte angehoben. Andererseits wird das Knie besonders schnell nach vorne und nach oben bewegt. Alternativ oder ergänzend können der zurückge legte Weg, die Geschwindigkeit und/oder die Beschleunigung einer oder mehrerer Punkte, insbesondere des Unterteils und/oder der Knieachse herangezogen wer den, insbesondere das Verhältnis aus einer horizontalen und einer vertikalen Komponente, um auf das Überwinden einer Höhendifferenz zu schließen.
Da angenommen werden kann, dass in der Standphase der kontralateralen Seite, wenn der Fuß auf dem Boden ist, die dortige Geschwindigkeit 0 ist, insbesondere die horizontale Geschwindigkeitskomponente, kann die Trajektorie der Hüfte alter nativ oder ergänzend aus einer oder mehrerer Winkelmessungen der kontralatera len Seite und bekannter Segmentlängen bestimmt werden. Die gesamte Hüftvor- bringung und Hüftanhebung ist dann über eine Winkelmessung und die bekannte Beinlänge der kontralateralen Seite errechenbar.
Die Höhendifferenz zwischen dem kontralateralen Fuß in der Standphase und dem ipsilateralen Fuß oder Fußteil in der Schwungphase kann über den vertikalen Weg des Hüftgelenkes des versorgten, ipsilateralen Beines, über den vertikalen Weg der Knieachse und/oder den vertikalen Weg des Fußteils errechnet oder ab geschätzt werden und als Kenngröße für den erreichbaren Kniewinkel dienen. Der vertikale Weg des Hüftgelenkes des versorgten Beines kann beispielsweise aus ermittelten Beschleunigungswerten eines Punktes ermittelt werden, der ortsfest mit dem künstlichen Kniegelenk verbunden ist, beispielsweise an dem Oberteil o- der dem Unterteil oder an der Knieachse positioniert ist, wie oben beschrieben. Durch eine zweifache Integration lässt sich die Bahnkurve dieses Punktes bestim men. Über eine kinematische Kette lässt sich daraus die Bahnkurve des Hüftge lenkes als Funktion der relativen Freiheitsgrade und Segmentlängen bestimmen. Die Freiheitsgrade und Segmentlängen sind bekannt, gespeichert und in der Steu erungseinrichtung verfügbar, sodass daraus der vertikale Weg des Hüftgelenkes errechnet werden kann, ohne dass Bewegungsdaten oder andere Daten des un versorgten, kontralateralen Beines verwendet werden müssen. Der vertikale Weg der Knieachse lässt sich wie oben beschrieben durch zweifache Integration der Beschleunigungen eines festen Punktes an dem künstlichen Kniegelenk oder da ran angeordneter Komponenten, beispielsweise eines Prothesenschaftes, ermit teln, gleiches gilt für den vertikalen Weg des Fußteils.
Die Bewegung der Hüfte und/oder des Rumpfes kann auch direkt über einen Sen sor ermittelt werden, welcher an der Hüfte oder am Rumpf angebracht ist, bei spielsweise einen Inertialsensor, welcher Beschleunigungen erfasst. Aus den Be schleunigungen können durch zweifache Integration Geschwindigkeiten und Trajektorien errechnet werden.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass als Kenngröße für den erreichba ren Kniewinkel die Höhendifferenz über einen Hüftwinkel des versorgten Beines oder die Orientierung des Oberteils im Raum und ggf. deren zeitlichen Verlauf er mittelt wird. Für die Orientierung des Oberteils im Raum kann ein Inertialwin- kelsensor an dem Oberteil angeordnet sein, sodass eine direkte Messung der Raumlage des Oberteils möglich ist. So können beispielsweise ein Inertialwin- kelsensor oder eine IMU (inertial measurement unit) im oder an dem künstlichen Kniegelenk angeordnet sein. Üblicherweise ist auch ein Kniewinkelsensor an dem Prothesenkniegelenk oder einem anderen künstlichen Kniegelenk angeordnet, so dass zusammen aus der Orientierung des Unterteils im Raum und dem Kniewinkel der Hüftwinkel die Orientierung des Oberteils im Raum errechnet werden kann.
Die Orientierung im Raum ist die Ausrichtung zu einer im Wesentlichen unverän derbaren Bezugsrichtung, zum Beispiel der Gravitationsrichtung oder einer Hori zontalen. Dazu sind auf der kontralateralen, unversorgten Seite des Patienten keine Sensoren notwendig.
Der Hüftwinkel kann direkt als Relativwinkel zwischen Rumpf und Oberteil bzw. Oberschenkel gemessen werden. Alternativ kann die Orientierung des Rumpfes im Raum angenommen oder mittels einer IMU gemessen und gemeinsam mit der Orientierung der Oberteils oder Oberschenkels der Hüftwinkel bestimmt werden. Insbesondere können die Symmetrie der Verläufe des Hüftwinkel und/oder der Orientierung des Oberteils bezüglich der vertikalen Neutralstellung, zum Beispiel als Verhältnis oder Differenz, ein überstrichener Winkelbereich und/oder eine hohe Flexionsgeschwindigkeit als Indikatoren für das Detektieren und/oder die Ermitt lung der zu überwindenden Höhendifferenz herangezogen werden. Eine Höhendif ferenz entgegen der Schwerkraft kann dann angenommen werden, wenn das Oberteil in eine starke Flexion geführt wird, ein großer Winkelbereich überstrichen wird und/oder eine besonders schnelle Hüftflexion erfolgt. Die Schwellen und Grö ßen für die Erkennung können dabei auf die Gehgeschwindigkeit bezogen werden um den Einfluss der Gehgeschwindigkeit auf die zeitlichen Winkelverläufe von je nem der zu überwindenden Höhendifferenz zu unterscheiden.
Eine Weiterbildung des Verfahrens sieht vor, dass die zu überwindende Höhendif ferenz zwischen dem versorgten Bein und dem unversorgten Bein aus dem Ver hältnis einer translatorischen, horizontalen Bewegung des Hüftgelenkes des ver sorgten Beines oder der Knieachse zu dem Hüftwinkel oder der Orientierung des Oberteils im Raum detektiert, errechnet und/oder abgeschätzt wird. Zur Berech nung der Höhendifferenz kann die translatorische Bewegung eines Punktes auf der Prothese oder Orthese, beispielsweise die Bewegung der Knieachse errech net werden, beispielsweise über eine zweifache Integration von gemessenen Line arbeschleunigungen mit geeigneten Anfangsbedingungen sowie über Absolut- und Relativwinkel der kinematischen Kette bis zur Hüfte hin verfolgt. Die Anfangsbe dingungen der Integration werden über ein kinematisches Modell bestimmt, wobei der Beginn der Integration vorteilhafterweise in der späten Standphase liegt. Bei einer angenommenen reinen Starrkörperbewegung kann beispielsweise der Ab rollpunkt am Fußteil und dessen zeitlicher Verlauf auch als eine Funktion von Be lastung und Lage oder Ort formuliert werden. Die für das kinematische Modell not wendigen Segmentlängen können gemessen und in der zur Berechnung der Steu ersignale für den Aktuator notwendigen Steuereinrichtung hinterlegt werden. Mit der translatorischen Bewegung der Hüfte oder der horizontalen Bewegung des Hüftgelenkes ist es möglich, die Bewegung zu bewerten und Rückschlüsse auf das Gangverhalten und die Gehsituation zu erhalten. Die horizontale Komponente der Hüftbewegung repräsentiert den Anteil einer Vorwärtsprogression, der über das Standbein erzeugt wird. Der Hüftwinkel oder die Orientierung des Oberteils steuert die Positionierung der Schwungbeinseite. Beide Aspekte der Bewegung sind miteinander koordiniert und eignen sich daher für die Erkennung, ob ein Berg aufgehen oder Treppaufsteigen vorgenommen wird. Aufgrund der Koordination der Bewegung sowohl des Standbeines als auch des Schwungbeines kann auf die zu erzielende Schwungbeinbewegung des versorgten Beines geschlossen wer den. Wird das Oberteil im Verhältnis zur horizontalen Bewegung der Hüfte beson ders stark oder schnell in Flexion gebracht kann auf eine zu überwindende Höhen differenz entgegen der Schwerkraft geschlossen werden. Alternativ können auch die Relationen von horizontaler Hüftbewegung und horizontaler Knieachsbewe gung, sowie jene von horizontaler Knieachsbewegung und Orientierung des Ober teils respektive Hüftwinkel herangezogen werden. Alle Größen lassen sich dabei vollständig aus Sensordaten der versorgten Seite ableiten.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass die Höhendifferenz aus einem er mittelten Kniewinkel, beispielsweise durch eine direkte Messung über einen Knie winkelsensor, und/oder aus dem Verhältnis der Raumorientierung von Oberteil und/oder Unterteil bzw. Oberschenkel und/oder Unterschenkel ermittelt oder abge schätzt wird. Sofern der Hüftwinkel zur Verfügung steht, kann dieser zur Errech nung der Höhendifferenz herangezogen werden. Der Hüftwinkel kann entweder über eine angenommene Orientierung des Oberkörpers und der ermittelten Orien tierung des Oberteils oder des Oberschenkels im Raum durch die IMU errechnet oder abgeschätzt oder über einen Raumlagesensor an dem Oberkörper, beispiels weise an einer Orthese oder einem Exoskelett, in Kombination mit der Oberteilori entierung aus der IMU ermittelt werden. Die Höhendifferenz kann aus dem Zeitli chen Verlauf, aus dem Verhältnis des Kniewinkels zur Orientierung des Oder- o- der Unterteils und/oder dem Verhältnis der Orientierung von Ober- und Unterteil zueinander ermittelt oder geschätzt werden. Der zeitliche Verlauf und die Bewe gung der Segmente zueinander, zum Beispiel ein besonders schnelles, ausge prägtes oder anhaltendes Einbeugen respektive Aufschwingen, geben Aufschluss über die Intention des Anwenders und die zu überwindende Höhendifferenz. Damit ist es möglich, in der Schwungphase zu erkennen, ob ein Bergaufgehen, ein Treppaufsteigen oder ein anderweitiges Überwinden einer Höhendifferenz erfolgt, sodass der erreichbare Kniewinkel, insbesondere in der Schwungphase, festge legt und eingestellt wird.
Der erreichbare Kniewinkel kann über einen verstellbaren mechanischen Extensi onsanschlag eingestellt werden. Der mechanische Anschlag kann über verschie dene Aktuatoren verstellt werden, beispielsweise über einen motorisch angetriebe nen Endanschlag, durch Verdrehen eines Exzenters, durch Longitudinalverschie bung eines Anschlages, durch Versteifung eines Puffers oder auf andere Art und Weise. Ebenfalls ist es möglich, den Extensionsanschlag hydraulisch oder pneu matisch zu verstellen, indem ein Ventil in Abhängigkeit von dem erreichten Knie winkel geschlossen wird, sodass kein Fluid aus einer Extensionskammer in eine Flexionskammer oder ein Ausgleichsbehälter strömen kann. Ebenfalls ist es mög lich, den Extensionsanschlag durch Versteifung eines Polsters, beispielsweise durch Befüllen eines Anschlagpuffers mit Hydraulikfluid oder Pneumatikfluid zu versteifen. Der Anschlag kann durch Sperren eines Antriebes, beispielsweise ei nes Motors, ausgebildet werden, wobei die Verstellung durch Sperrung des Mo tors nach Erreichen des gewünschten Kniewinkels erfolgt. Alternativ kann über ein magnetorheologisches Fluid und Aktivierung oder Deaktivierung eines Magnetfel des eine Einstellung des Extensionsanschlages erfolgen. Bei Anwendung funktio neller Elektrostimulation kann durch Aktivierung der kniebeugenden Muskulatur ein Abstoppen realisiert werden. Bei allen genannten Methoden ist es nicht zwin gend notwendig eine physikalische Blockade in Streckrichtung zu bewirken. Es ist ausreichend die Extensionsbewegung beim und/oder vor dem gewünschten Knie winkel zum Stillstand zu bringen und/oder derart zu verlangsamen, dass der er reichbare Kniewinkel nicht überschritten wird, zum Beispiel durch eine prädiktive Regelung. Mittels der genannten Aktuatoren ist es auch möglich den Widerstand des Kniegelenks gegen ein Einbeugen oder Strecken zu steuern, um eine kontrol lierte Steck- und/oder Beugebewegung zu erzielen. Im Weiteren ist es möglich das Gelenk mittels eines Aktuators, beispielsweise eines Motors, einer Pumpe, einer Feder, eines Federspeichers, durch Elektrostimulation oder einen anderweitigen Aktuator, welcher eine Bewegung entgegen einer Kraft erzeugen kann, aktiv zu strecken und/oder zu beugen, insbesondere um das gewünschte Ausmaß an Kniebeugung am Ende der Schwungphase zu erreichen. Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass eine weitere Kenngröße für den erreichbaren Kniewinkel die Orientierung des Unterteils im Raum verwendet wird. Beim physiologischen Treppensteigen oder beim Bergaufgehen bleibt der Unter schenkel am Ende der Schwungphase und bei Initialkontakt bezogen auf die Verti kale in einem vergleichsweise engen Winkelbereich. Der erreichbare Kniewinkel kann daher so angepasst werden, dass beim Bergaufgehen oder Treppaufsteigen oder beim Überwinden eines Hindernisses oder einer Höhendifferenz am Ende der Schwungphase und/oder bei Initialkontakt eine definierte Orientierung des Un terteils erreicht wird. Zudem kann aus der Orientierung des Unterschenkels bei Ini tialkontakt darauf geschlossen werden, dass ein Bergaufgehen oder Treppaufstei gen oder das Überwinden eines Hindernisses oder einer Höhendifferenz stattfin det. Während die Orientierung des Oberteils im Raum bei Initialkontakt von der zu erzielenden Schritthöhe abhängt, variiert die Orientierung des Unterteils im Raum nur geringfügig. Auf Basis der ermittelten Schritthöhe kann eine zu erreichende Orientierung des Unterteils bei Initialkontakt vorgegeben und der entsprechende erreichbare oder zu erreichende Kniewinkel in Abhängigkeit der Orientierung des Oberteils berechnet werden.
Die zu erreichende Orientierung des Unterteils kann neben der Schritthöhe von der Gehgeschwindigkeit und/oder der Schrittlänge abhängen. Mit der Gehge schwindigkeit und der Schrittlänge ändern sich die vom Anwender eingebrachten Hüftmomente, die Schrittvorlage des vorauseilenden Beines, die Schrittdauer, als auch der Kraftangriffspunkt am Prothesenfuße oder Fußteil und/oder dessen zeitli cher Verlauf. Es ist daher vorteilhaft den erreichbaren Kniewinkel entsprechend anzupassen. Insbesondere ist es vorteilhaft, bei geringerer Gehgeschwindigkeit den erreichbaren Kniewinkel zu verringern. Die Gehgeschwindigkeit als auch die Schritt länge können über Sensordaten ermittelt werden, insbesondere über Iner- tialsensoren, welche die Orientierung von Segmenten im Raum und deren zeitli che Änderung, als auch Beschleunigungen erfassen. Aus Beschleunigungen kön nen durch Integration Geschwindigkeiten und Position ermittelt werden. Die Schrittlänge kann insbesondere aus der horizontalen Bewegung der Hüfte und/o der der Knieachse abgeleitet werden. Alternativ oder ergänzend kann die Schritt länge aus der Vorwärtsneigung des versorgten Beins am Ende der terminalen Standphase abgeleitet werden. Eine Weiterbildung des Verfahrens sieht vor, dass die Höhendifferenz aus einem mit einem Kniewinkelsensor an dem künstlichen Kniegelenk gemessenen Knie winkel und einer über einen an dem künstlichen Kniegelenk angeordneten Raum lagesensor gemessener Raumlage des Oberteils oder des Unterteils ermittelt oder abgeschätzt wird. Damit ist es möglich, in der Schwungphase zu erkennen, ob ein Bergaufgehen oder ein Treppaufsteigen erfolgt, sodass in der Schwungphase be reits die vergrößerte Vorflexion und der verringerte erreichbare Kniewinkel festge legt und eingestellt wird. Die Höhendifferenz kann aus drei Kenngrößen ermittelt werden, dem Kniewinkel, der Oberteilorientierung im Raum und der Unterteilorien tierung im Raum, alternativ wird die Höhendifferenz aus zwei der drei Kenngrößen ermittelt, zum Beispiel der beiden Raumorientierungen oder dem Kniewinkel in Verbindung mit einer Raumorientierung entweder des Oberteils oder des Unter teils.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass der erreichbare Kniewinkel in der Schwungphase des versorgten, ipsilateralen Beines eingestellt und bis zum Errei chen einer vorbestimmten Raumlage und/oder Bewegung des Unterteils und/oder des Oberteils, einer vorbestimmten Rotation und/oder Rotationsgeschwindigkeit des Unterteils und/oder Oberteils im Raum, eines Knöchelgelenkswinkels, eines vorbestimmten Krafteinleitungspunktes in das Fußteil, einer vorbestimmten Kraft auf das Fußteil, eines definierten Moments auf das Fußteil, die Knieachse oder die Hüftachse, der Lage des Bodenreaktionskraftvektors, einer definierten Beschleuni gung auf das Fußteil und/oder über einen vorgegebenen Zeitraum beibehalten wird. Erst nach Erreichen beispielsweise einer vorbestimmten Raumlage oder Ro tation des Unterteils und damit des Unterschenkels, insbesondere nach der Bewe gungsumkehr des Unterschenkels und/oder einer ausreichenden Verringerung der Rückwärtsneigung des Unterschenkels verglichen mit dem Ende der Schwung phase kann darauf geschlossen werden, dass eine ausreichende Belastung und Überrollbewegung stattgefunden hat, sodass der erreichbare Kniewinkel vergrö ßert werden kann und das Kniegelenk weiter gestreckt werden darf. Beispiels weise kann das Beibehalten des maximalen Kniewinkels bei einer Änderung der Raum läge des Unterteils oder Unterschenkels nach dem Bodenkontakt gesteuert werden. Wird eine Vorwärtsrotation des Unterteils oder Unterschenkels um einen bestimmten Winkel, zum Beispiel um 5°, nach einem Kontakt des Fußteils mit dem Boden detektiert, beispielsweise über den Raumlagesensor, kann die Sperrung des Kniegelenks aufgehoben und eine Extension erlaubt werden.
Ähnliches gilt für das Oberteil, das am Ende einer Hüftbeugephase eine be stimmte Orientierung im Raum am Ende eines Schrittzyklus beim Bergaufgehen oder Treppaufsteigen erreicht. Über einen Knöchelgelenkswinkel können Daten über das Abrollverhalten, die lokale Untergrundneigung und über die Positionie rung des Schwerpunktes über dem Knöchelgelenk erhalten werden, woraus Rück schlüsse über den Schrittverlauf geschlossen werden können. Statt eines Win kelsensors können an oder in dem Fuß- und Unterteil Kraftsensoren angeordnet sein, die die Position eines Krafteinleitungspunktes in das Fußteil sowie Lage und Größe der Bodenreaktionskraft ermitteln. Durch den Verlauf der Krafteinleitung und Bodenreaktionskraft von dem Fersenauftritt bis zur Vorfußbelastung, oder im Zuge der Abrollbewegung bei Initialkontakt auf dem Vorfuß, ist es möglich, den Fortschritt und damit die jeweils eingenommene Phase der Bewegung zu ermitteln oder abzuschätzen. Über einen Beschleunigungssensor auf dem Fuß- und/oder Unterteil kann der Stoß des Initialkontakts ermittelt und damit auf das Aufsetzen des Fußes geschlossen werden. Weiterhin kann von dem Hüftstreckmoment, vor allem einem extendierenden Moment, auf eine zu erzielende Vorwärtsbewegung geschlossen und eine Kniestreckung zugelassen werden. Insbesondere ist es möglich, dass der verringerte Kniewinkel in einer Phase der Lastübertragung und/oder frühen Abrollphase beibehalten wird.
Alternativ oder ergänzend kann nach einer vorbestimmten Zeit der Extensionsan schlag verändert werden, um durch eine vergrößerte Streckbewegung des Knie gelenkes eine erhöhte Sicherheit bereitzustellen. Es ist anzunehmen, dass nach einem gewissen Zeitablauf entweder ein Bewegungsfortschritt oder aber eine Än derung des Bewegungsmusters stattgefunden hat, sodass eine erhöhte Sicherung durch ein extendiertes Kniegelenk wünschenswert ist. Beispielsweise kann der Nutzer des künstlichen Kniegelenkes auf einer Stufe stehenbleiben oder eine Pause beim Bergaufgehen machen, wozu ein z.B. maximal extendiertes Kniege lenk vorteilhaft ist. Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass in der auf die Schwungphase fol genden Standphase eine Knieextensionsbewegung zugelassen wird. Die Extensi onsbewegung kann in Abhängigkeit des Kniewinkels und/oder der Kniewinkelge schwindigkeit, der Orientierung des Ober- und/oder Unterteils im Raum, des Knö chelwinkels, und oder der Position, Lage und Größe der Bodenreaktionskraft ge steuert werden. Es kann ein über die Kniestreckbewegung konstanter oder mit dem Kniewinkel gekoppelter Streckwiderstand eingestellt werden. Das Niveau und der Verlauf des Streckwiderstands können von der Schritthöhe, der Schrittlänge, der Gehgeschwindigkeit, der Kniebeugung und/oder dem Kraftangriffspunkt am Fuß bei Aufsetzen des Fußes und/oder der lokalen Untergrundneigung abhängen. Der Widerstand gegen die Streckung des Knies kann, insbesondere im Zuge der Abroll- und Kniestreckbewegung, degressiv, linear oder progressiv ansteigen. Die Streckbewegung kann auch so gesteuert werden, dass die Kniestreckgeschwin digkeit kontrolliert wird, insbesondere konstant gehalten wird oder einen vordefi nierten Wert nicht überschreitet. Alternativ kann die Streckbewegung so gesteuert werden, dass der Unterteil während der Kniestreckung eine annähernd konstante Orientierung aufweist und der Oberschenkel somit über die Knieachse abrollt, die Rückwärtsrotation des Unterteils limitiert wird oder eine definierte Vorwärtsrotation des Unterteils erreicht wird. Beim physiologischen Gehen tritt typischerweise eine leichte Vorwärtsrotation des Unterschenkels auf. Durch das vom physiologischen Gehen abweichende Verhalten des Fußes oder Fußteils, zum Beispiel eine feh lende Möglichkeit der Dorsalflexion kann es abweichend vom physiologischen Gang sinnvoll sein, andere Verläufe für die Unterteilbewegung zu erzielen als eine langsame Vorwärtsrotation, zum Beispiel ein annähernd stillstehendes Unterteil. Über Kraftsensoren kann der Kraftangriffspunkt am Fuß bestimmt und die Streck bewegung so gesteuert werden, dass der Kraftangriffspunkt während der Streck bewegung kontrolliert wird, vorzugsweise im mittleren Bereich des Fußes bleibt und nicht in Richtung der Ferse oder zu früh in Richtung der Zehen wandert. Eine schnellere Kniestreckung bewirkt dabei, dass der Kraftangriffspunkt in Richtung Ferse und weniger schnell in Richtung Vorfuß wandert, eine langsamere Kniestre ckung bewirkt eine Verlagerung des Angriffspunktes in Richtung Vorfuß. Bei Auf setzen des Fußes auf dem Vorfuß ist es vorteilhaft aufgrund des größeren Hebel arms der Bodenreaktionskraft um die Knieachse einen höheren Streckwiderstand bereitzustellen, als beim Auftreten mit der Ferse. Bei höherer Gehgeschwindigkeit und/oder kleinerem Kniewinkel bei Aufsetzten des Fußes ist es zweckmäßig eine schnellere Streckung des Kniegelenks zu ermöglichen sodass der Fuß eine opti male Abrollbewegung durchführt. Über den Knöchelgelenkswinkel kann die lokale Untergrundneigung bestimmt werden auf Basis derer die Steuerung der Streckbe wegung angepasst werden kann. Der Streckanschlag am Ende der Standphasen- Extension ist vorteilhafterweise so gestaltet, dass die Streckbewegung sanft abge bremst wird. Bei einem aktiven Kniegelenk ist es möglich die Streckbewegung ak tiv zu unterstützen. Durch ein Interface kann es dem Anwender ermöglicht wer den, die Steuerparameter anzupassen und damit das Verhalten in der Standpha- sen-Streckung selber zu beeinflussen. Auch ist es möglich, dass das Streckverhal ten durch die Steuerung von Schritt zu Schritt angepasst wird um sich auf den Be wegungsstil des Anwenders, die Charakteristik des Fußteils und/oder des Schuhs zu adaptieren.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass nach dem Erreichen eines mini malen Flüftwinkels und einer Bewegungsumkehr des Oberschenkels, also nach ei ner Vergrößerung des Flüftwinkels, die Orientierung des Unterteils im Raum bis zu einer Detektion eines Initialkontaktes, einer Axialkraft auf das Unterteil und/oder Veränderung eines Knöchelgelenkwinkels konstant gehalten wird. Ein Initialkon takt kann beispielsweise bei einem Aufsetzen des Fußes auf dem Boden oder ei nem Anstoßen an einen Gegenstand oder an ein Flindernis stattfinden und durch Änderungen im Bewegungsverhalten, z.B. über Erfassung des Beschleunigungs verhaltens detektiert werden. Wird nach einer maximalen Flüftbeugung das Fußteil des versorgten Beines abgesetzt, kann durch eine Anpassung der Extensionswi derstände und Flexionswiderstände oder durch ein aktives System mit Antrieben die Orientierung des Unterteils im Raum solange konstant, beispielsweise senk recht oder parallel zur Vertikalen gehalten werden, bis z.B. ein Aufsetzen oder Ab rollen detektiert wird. Das Aufsetzen kann z.B. durch die Detektion einer Axialkraft oder ein Moment auf das Unterteil, Beschleunigungen des Unterteils oder durch den zeitlichen Verlauf des Flüftwinkels detektiert werden. Eine Pause in der Ab setzbewegung kann Rückschlüsse darauf geben, dass der Fuß aufgesetzt und über das versorgte Bein die Anhebung des Patienten auf die nächste Stufe erfolgt. Neben der Orientierung des Unterteils, kann die Orientierung der Verbindungslinie von Hüfte zu Fuß oder Fußteil (Beinsehne) im Raum nach Erreichen eines mini malen Hüftwinkels bis zu einer Detektion des Aufsetzens des Fußes gesteuert werden, insbesondere konstant gehalten werden. Wird nach der Bewegungsum kehr des Oberschenkels eine Hüftstreckung durchgeführt, kann die Orientierung der Beinsehne beispielsweise konstant gehalten werden, indem das Kniegelenk aktiv durch einen Aktuator gestreckt wird. Auch kann dar Kniewinkel im Zuge der Hüftstreckung so gesteuert werden, dass der Fuß oder das Fußteil denselben o- der annähernd denselben horizontalen Abstand zur Hüfte beibehält, das heißt, die Schrittlänge in einer Absetzbewegung konstant gehalten wird.
Es ist auch möglich die den Kniewinkel, die Orientierung des Unterteils und/oder die Orientierung der Beinsehne in Abhängigkeit der translatorischen Hüftbewe- gung, insbesondere der horizontalen Hüftbewegung, zu steuern, vorzugsweise um die Bewegung des Schwungbeins in ein harmonisches Verhältnis zu jener des Standbeins zu bringen. Beispielsweise kann der Kniewinkel vergrößert werden, wenn die Hüfte stark nach anterior bewegt wird. Auch ist es möglich, dass eine Kniestreckung erzielt wird, wenn die Hüfte nach Erreichen einer ersten maximalen Hüftbeugung erneut in starke Flexion gebracht wird, der Schritt auf Seite des Schwungbeins also in der späten Schwungphase nach vorne verlängert wird.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass das Bergaufgehen, Treppaufstei gen oder dergleichen über den zeitlichen Verlauf der Orientierung des Oberteils und/oder das Verhältnis aus der Oberteilorientierung zu einer translatorischen, ho rizontalen Bewegung der Knieachse detektiert und der erreichbare Kniewinkel auf Grundlage des Verlaufes und/oder des Verhältnisses zwischen der Oberteilorien tierung und der Bewegung der Knieachse verstellt wird. Die horizontale Bewegung der Knieachse kann aus der bekannten Oberteil- oder Oberschenkellänge und dem Verlauf der Orientierung des Oberteils über der Zeit zusammen mit der hori zontalen Bewegung der Hüftachse errechnet werden.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass ein Flexionswiderstand in der Schwungphase des versorgten Beines nach einer Bewegungsrichtungsumkehr des Unterteils, also der Kniebewegung, auf ein Niveau höher als beim Gehen in der Ebene eingestellt wird. In der Schwungphase des versorgten Beines tritt zu nächst eine Flexionsbewegung ein, also eine Verringerung des Kniewinkels. Wird dann das Unterteil oder Unterschenkel nach vorne gebracht, also wechselt die Kniebewegung von einer Beugung auf eine Streckung, nachdem die Knieachse auf ein erhöhtes Niveau gehoben wurde, ist es vorteilhaft, die Flexionsbewegung aus Sicherheitsgründen mit einem Widerstand zu belegen, um beispielsweise bei einem Anstoßen an ein Flindernis oder eine Treppenstufe ein Stolpern zu vermei den und insbesondere ein ungewolltes Einbeugen des Kniegelenkes um die Knie achse zu verhindern.
Vorteilhafterweise kann bei einem Erkennen eines Bergaufgehens oder Treppens teigens oder dergleichen der Schwungphasen-Kniewinkel um 5° bis 20° verringert werden, um den minimal erreichbaren Kniewinkel zu definieren.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass bei einem Erkennen eines Berg aufgehens oder Treppensteigens oder dergleichen der minimal erreichbare Knie winkel in der Schwungphase gegenüber dem ebenen Gehen verringert wird. Beim ebenen Gehen wird die Knieflexion typischerweise limitiert beziehungsweise durch einen Widerstand in Beugerichtung reduziert, um ein rechtzeitiges Erreichen der Kniestreckung am Ende der Schwungphase zu erzielen. Durch einen geringeren, minimalen Kniewinkel beim Bergaufgehen, Treppaufsteigen oder dergleichen schwingt das Unterteil weiter auf und nähert sich dem Oberteil an, wodurch die Bodenfreiheit beim Durchschwingen unter dem Körper erhöht wird. Vorteilhafter weise wird dazu der minimale Kniewinkel bei Vergrößerung der zu überwindenden Höhendifferenz verringert. Typische Werte für die Verringerung liegen bei 5° bis 20
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass beim Bergaufgehen, Treppauf steigen oder beim intendierten Überwinden einer Höhendifferenz in der Stand phase, vorzugsweise in der terminalen Standphase, eine Kniebeugung bei gerin gem Beugewiderstand zugelassen und/oder eine Kniebeugung eingeleitet wird. Das Einleiten der Kniebeugung in der Standphase, und somit bei Bodenkontakt des Fußes, beziehungsweise unter Belastung, entspricht dem physiologischen Gehen, bei dem das Kniegelenk eingebeugt wird, bevor der Fuß den Bodenkon takt verliert. Die Einleitung der Kniebeugung erfolgt somit typischerweise während der Abrollbewegung des Fußes. Das Einbeugen unter voller oder teilweiser Belas tung am Ende der Standphase wird als Vorschwungphase oder Pre-Swing be zeichnet. Um ein einfaches Einbeugen des Kniegelenks zu ermöglichen, wird der Bewegungswiderstand in Beugerichtung zu diesem Zweck in der Standphase, vor zugsweise in der terminalen Standphase, reduziert oder auf einem geringen Ni veau gehalten. Alternativ kann bei aktiven Kniegelenken eine Beugebewegung un ter Last eingeleitet und/oder unterstützt werden. Vorzugsweise erfolgt die Reduk tion des Bewegungswiderstands in Beugerichtung, respektive die Einleitung der Beugebewegung auf Basis von Sensordaten. Der erreichbare Kniewinkel, insbe sondere der in der Schwungphasen-Extension erreichbare Kniewinkel, wird im Weiteren so angepasst, dass er das Bergaufgehen, Treppaufsteigen oder das Überwinden einer Höhendifferenz in der darauf folgenden Schwungphase und/o der in der darauffolgenden Standphase unterstützt. Vorteilhaft ist, dass der An wender den natürlichen Bewegungsablauf für das Einleiten einer Kniebeugung so wie einer Schwungphase beibehalten kann und für das Bergaufgehen, Treppauf steigen oder Überwinden einer Höhendifferenz keine spezielle Bewegungsabfolge für die Einleitung der Schwungphasen-Beugung ausführen muss.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass der erreichbare Kniewinkel beim Bergaufgehen, Treppaufsteigen oder beim intendierten Überwinden einer Höhen differenz in der Schwungphase eingestellt wird, wobei der Anwender die Prothese, die Orthese oder das Exoskelett vor Einleitung der Kniebeugebewegung entlastet. Die Einleitung der Kniebeugung kann beispielsweise erfolgen, indem das Kniege lenk den Bewegungswiderstand in Beugerichtung reduziert, wenn die ipsilaterale Seite entlastet wird und/oder nachdem sie entlastet wurde und der Anwender eine Hüftbeugung oder eine Kombination aus einer Hüftstreckung und einer anschlie ßenden Hüftbeugung durchführt. Es ist auch möglich, dass für die Reduktion des Bewegungswiderstands neben der teilweisen oder vollständigen Belastung eine weitere Bewegung notwendig ist, beispielsweise eine Hüftstreckung, insbesondere eine schnelle Hüftstreckung. Eine weitere Möglichkeit ist, dass die Kniebeugung bei einem aktiven Kniegelenk unterstützt oder aktiv eingeleitet wird. Eine Weiterbildung des Verfahrens sieht vor, dass der zu erreichende Kniewinkel bewusst und unabhängig von der ermittelten oder abgeschätzten Höhendifferenz einstellbar und/oder zeitlich veränderbar ist. Durch ein Interface kann vom Anwen der, zum Beispiel ein Orthopädietechniker, Therapeut oder Endanwender, eine Einstellung der Steuerparameter vorgenommen werden. Der Anwender kann bei spielsweise manuell durch Eingabe entsprechender Werte oder Vornahme ent sprechender Einstellungen einstellen, dass der erreichbare Kniewinkel vergrößert und/oder verringert werden soll. Die Einstellung des Anwenders kann dabei den anderen Steuerparametern überlagert sein, sodass die Steuerung beispielsweise weiterhin bei größeren Höhendifferenzen einen geringeren erreichbaren Kniewin kel einstellt, in beiden Fällen jedoch ein jeweils größerer erreichbarer Kniewinkel gegenüber der Standard-Einstellung eingestellt wird. Auch kann es dem Anwender ermöglicht werden, den reduzierten erreichbaren Kniewinkel temporär vollständig zu deaktivieren.
Es ist auch möglich, dass das System auf Basis von Gangdaten eine Anpassung oder Bestimmung von Parametern zu Steuerung des erreichbaren Kniewinkels vornimmt, entweder durch eine laufende, autoadaptive Anpassung oder durch ei nen Einstellmodus, welcher bewusst aktiviert und nach erfolgter Einstellung wieder deaktiviert wird.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass die zu überwindende Höhendiffe renz durch eine Bestimmung der Distanz zum Untergrund und/oder des Unter grundprofils detektiert und/oder ermittelt wird. Der Untergrund und/oder der Ab stand zum Untergrund kann berührungslos, beispielsweise über am Unterschen kelteil und/oder Fußteil befestigte Sensorik, gemessen werden, insbesondere op tisch, mittels Lidar, Radar, und/oder Infrarotmessung und/oder mittels Ultraschall messung. Aus der Messung mehrerer Punkte des Untergrunds kann auf das Un tergrund-Profil und damit auf die Höhe einer zu überwindenden Höhendifferenz geschlossen werden. Alternativ oder ergänzend kann die Relativgeschwindigkeit zum Boden gemessen werden, insbesondere durch Ausnutzung des Doppleref fekts oder durch die zeitliche Ableitung einer ermittelten Distanz. In Abhängigkeit der ermittelten Höhendifferenz wird der zu erreichende Kniewinkel, insbesondere der am Ende der Schwungphase zu erreichende Kniewinkel, eingestellt. Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass der Widerstand gegen das Ein beugen des Kniegelenks in der Schwungphase, insbesondere am Ende der Schwunghase, und/oder während der Standphase, insbesondere während des Ini tialkontakts und/oder der Belastungsantwort, auf ein Niveau höher als beim Gehen in der Ebene eingestellt wird. In der Schwungphase des versorgten Beines tritt zu nächst eine Flexionsbewegung ein, also eine Verringerung des Kniewinkels. Tritt dann eine Kniestreckung auf, nachdem die Knieachse auf ein erhöhtes Niveau ge hoben wurde, ist es vorteilhaft, die Flexionsbewegung mit einem Widerstand zu belegen der ein ungewolltes Einbeugen des Kniegelenkes um die Knieachse ver hindert. Dies ist insbesondere bei Systemen von Vorteil, bei denen der Widerstand in Beuge- und Streckrichtung unabhängig voneinander eingestellt werden kann. Anderenfalls kann der Beugewiderstand bei Erreichen des maximalen Kniewin kels, beim Absetzen des Fußes und/oder bei Initialkontakt angehoben werden, insbesondere auf ein Niveau höher als beim Gehen in der Ebene. Der Flexionswi derstand kann dabei derart erhöht werden, dass ein Einbeugen des Kniegelenks vollständig unterbunden wird.
Der Beugewiderstand bei Initialkontakt kann auch so gestaltet werden, dass eine kontrollierte Kniebeugung erlaubt wird. Der Beugewiderstand wird insbesondere derart angepasst, dass die Beugerate kontrolliert und/oder der maximale Beuge winkel durch eine Erhöhung des Beugewiderstands limitiert wird. Die Kniebeugung kann direkt über einen gemessenen Kniewinkel oder über eine gemessene Orien tierung des Unterteils im Raum gesteuert werden, sodass die Vorwärtsneigung des Unterteils einen definierten Wert erreicht oder nicht überschreitet. Das Wider stands-Niveau und das Ausmaß an zugelassener Kniebeugung können auch von der zu überwindenden Flöhendifferenz, der Gehgeschwindigkeit, der Schrittlänge und/oder dem Verlauf des Kraftangriffspunktes am Fuß während des Abrollens ab- hängen, sodass für jede Situation ein maximales Maß an Sicherheit und Unterstüt zung erzielt werden.
Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele anhand der beigefügten Figuren näher erläutert. Es zeigen: Figur 1 - eine schematische Darstellung eines Prothesenbeines;
Figur 2- eine Darstellung unterschiedlicher Phasen und Situationen beim Über winden einer Höhendifferenz;
Figur 3 - eine Darstellung einer angelegten Prothese mit Winkeln;
Figur 4 - ein Ablaufbild des Bergauf-Gehens; Figur 5 ein Ablaufbild des Überwindens einer Stufe
Figur 6 - Trajektorien der Knöchelgelenksachse, Kniegelenksachse und des Tro chanter major beim ebenen Gehen; Figur 7 - Trajektorien der Knöchelgelenksachse, Kniegelenksachse und des Tro chanter major beim Bergauf-Gehen;
Figuren 8a und 8b - Darstellungen der Höhendifferenz; Figur 9 Darstellungen unterschiedlicher Auftrittsituationen;
Figur 10 - die Abhängigkeit des Kniewinkels von der Höhendifferenz beim Berg auf-Gehen; Figur 11 - die Abhängigkeit des Kniewinkels von der Höhendifferenz beim Über winden einer Stufe;
Figur 12 - Kniewinkelverläufe für unterschiedliche Höhendifferenzen über die rela tive Zeit;
Figur 13 - den Verlauf einer Oberschenkelorientierung über einen Schrittzyklus;
Figur 14 - das Verhältnis der Oberschenkelorientierung im Verhältnis zu dem hori zontalen Weg der Hüfte; Figur 15 - eine mögliche H ilfsgröße für die Abschätzung der Schritthöhe;
Figur 16 - den Kniewinkelverlauf KA in ° über einen Schrittzyklus;
Figur 17 - unterschiedliche Steuerungsverläufe einer Standphasenextension;
Figur 18 - zwei unterschiedliche Kniewinkelverläufe über Phasen des Gang- zyklusses;
Figur 19 einen Widerstandsverlauf bei einer passiven Steuerung;
Figur 20 - eine Variante der Figur 19;
Figur 21 - den Verlauf eines Unterschenkelwinkels im Verhältnis zu dem Ober schenkelwinkel;
Figur 22 -Verlauf des Kniewinkels im Verhältnis zu dem Oberschenkelwinkel;
sowie
Figur 23 - eine Definition der Beinsehnen.
Figur 1 zeigt eine schematische Darstellung eines künstlichen Kniegelenkes 1 in einer Anwendung an einem Prothesenbein, alternativ zu einer Anwendung an ei- nem Prothesenbein kann ein entsprechend ausgestaltetes künstliches Kniegelenk 1 auch in einer Orthese oder einem Exoskelett eingesetzt werden. Statt eines Er satzes eines natürlichen Gelenkes wird dann das jeweilige künstliche Kniegelenk medial und/oder lateral an dem natürlichen Gelenk angeordnet. Im dargestellten Ausführungsbeispiel ist das künstliche Kniegelenk 1 in Gestalt eines Prothesen- kniegelenkes mit einem Oberteil 10 mit einer anterioren oder in Gehrichtung gele genen oder vorderen Seite 11 und einer posterioren Seite 12, die der anterioren Seite 11 gegenüberliegt, ausgebildet. An dem Oberteil 10 ist ein Unterteil 20 schwenkbar um eine Schwenkachse 15 gelagert. Auch das Unterteil 20 weist eine anteriore Seite 21 oder vordere Seite und eine posteriore Seite 22 auf. In dem dar gestellten Ausführungsbeispiel ist das Kniegelenk 1 als ein monozentrisches Knie gelenk ausgebildet, grundsätzlich ist es auch möglich, ein polyzentrisches Kniege lenk entsprechend zu steuern. An dem distalen Ende des Unterteils 20 ist ein Fuß teil 30 angeordnet, das entweder als ein starres Fußteil 30 mit einem unbewegli chen Fußgelenk oder aber mit einer Schwenkachse 35 mit dem Unterteil verbun den sein kann, um einen an den natürlichen Bewegungsablauf angenäherten Be wegungsablauf zu ermöglichen.
Zwischen der posterioren Seite 12 des Oberteils 10 und der posterioren Seite 22 des Unterteils 20 wird der Kniewinkel KA gemessen. Der Kniewinkel KA kann über einen Kniewinkelsensor 25, der im Bereich der Schwenkachse 15 angeordnet sein kann, direkt gemessen werden. An dem Oberteil 10 ist ein Inertialwinkelsensor 51 angeordnet, der die Raumlage des Oberteils 10 misst, beispielsweise im Verhält nis zu einer konstanten Kraftrichtung, beispielsweise der Gravitationskraft G, die vertikal nach unten zeigt. An dem Unterteil 20 ist ebenfalls ein Inertialwinkelsensor 52 angeordnet, um die Raum läge des Unterteils während der Benutzung des Pro thesenbeines zu ermitteln.
Zusätzlich zu dem Inertialwinkelsensor 53 kann an dem Unterteil 20 oder dem Fußteil 30 ein Kraftsensor oder Momentensensor 54 angeordnet sein, bei dem eine auf das Unterteil 20 wirkende Axialkraft FA ermittelt werden kann.
Zwischen dem Oberteil 10 und dem Unterteil 20 ist ein Aktuator 40 angeordnet, um eine Verschwenkbewegung des Unterteils 20 relativ zu dem Oberteil 10 zu be einflussen. Der Aktuator 40 kann als passiver Dämpfer, als Antrieb oder als ein so genannter semiaktiver Aktuator 40 ausgebildet sein, mit dem es möglich ist, Bewe gungsenergie zu speichern und zu einem späteren Zeitpunkt gezielt wieder abzu geben, um Bewegungen abzubremsen oder zu unterstützen. Der Aktuator 40 kann als linearer oder rotatorischer Aktuator ausgebildet sein. Der Aktuator 40 ist mit ei ner Steuerungseinrichtung 60 verbunden, beispielsweise verkabelt oder über eine drahtlose Verbindung, die wiederum mit zumindest einem der Sensoren 25, 51 ,
52, 53, 54 gekoppelt ist. Die Steuerungseinrichtung 60 verarbeitet die von den Sensoren übermittelten Signale elektronisch mit Prozessoren, Recheneinheiten o- der Computern. Sie weist eine elektrische Energieversorgung sowie zumindest eine Speichereinheit auf, in der Programme und Daten gespeichert sind und in der ein Arbeitsspeicher zur Verarbeitung von Daten bereit steht. Nach der Verarbei tung der Sensordaten erfolgt die Ausgabe eines Aktivierungs- oder Deaktivie rungsbefehles, mit dem der Aktuator 40 aktiviert oder deaktiviert wird. Durch Akti vieren des Aktuators 40 kann beispielsweise ein Ventil geöffnet oder geschlossen werden, um ein Dämpfungsverhalten zu verändern.
An dem Oberteil 10 des Prothesenkniegelenkes 1 ist ein Prothesenschaft befes tigt, der zur Aufnahme eines Oberschenkelstumpfes dient. Über den Oberschen kelstumpf ist das Prothesenbein mit dem Hüftgelenk verbunden, auf der anterioren Seite des Oberteils 10 wird ein Hüftwinkel HA gemessen, der zwischen einer verti kalen Linie durch das Hüftgelenk und der Längserstreckung des Oberteils 10 und der Verbindungslinie zwischen dem Hüftgelenk und der Kniegelenksachse 15 auf der anterioren Seite 11 angetragen ist. Wird der Oberschenkelstumpf angehoben und das Hüftgelenk flektiert, verringert sich der Hüftwinkel HA, beispielsweise beim Hinsetzen. Umgekehrt vergrößert sich der Hüftwinkel HA bei einer Exten sion, beispielsweise beim Aufstehen oder ähnlichen Bewegungsabläufen.
Während eines Gangzyklusses beim Gehen in der Ebene wird das Fußteil 30 zu nächst mit der Ferse aufgesetzt, der erste Kontakt der Ferse oder eines Fer senteils des Fußteils 30 wird Heel Strike genannt. Anschließend erfolgt eine Plant arflexion, bis das Fußteil 30 vollständig auf dem Boden aufliegt, in der Regel ist dabei die Längserstreckung des Unterteils 10 hinter der Vertikalen, die durch die Knöchelgelenksachse 35 verläuft. Während des Gehens in der Ebene wird dann der Körperschwerpunkt nach vorne verlagert, das Unterteil 20 verschwenkt nach vorne, der Knöchelwinkel AA verkleinert sich und es findet eine zunehmende Be lastung des Vorfußes statt. Der Bodenreaktionskraftvektor wandert von der Ferse nach vorne bis zum Vorderfuß. Zum Ende der Standphase erfolgt eine Zehenablö sung oder der sogenannte Toe-off, danach schließt sich die Schwungphase an, in der das Fußteil 30 beim Gehen in der Ebene unter Verringerung des Kniewinkels KA hinter den Schwerpunkt oder das Hüftgelenk der ipsilateralen Seite verlagert wird, um dann nach Erreichen eines minimalen Kniewinkels KA nach vorne ge dreht zu werden, um dann mit einem in der Regel maximal gestreckten Kniegelenk 1 wieder den Fersenkontakt zu erreichen. Der Krafteinleitungspunkt PF wandert somit während der Standphase von der Ferse bis zum Vorderfuß und ist in der Fi gur 1 schematisch dargestellt.
Das Gehen in der Ebene unterscheidet sich von dem Bergaufgehen, Treppaufstei gen oder einem anderweitigen Überwinden einer Flöhendifferenz. Der menschli che Gang wird im Wesentlichen durch eine koordinierte Bewegung beider Beine bestimmt. Für die Durchführung eines Schrittes muss beispielsweise das Stand bein die Bewegung des Körperschwerpunktes übernehmen und die Vorwärtspro gression erzeugen, während das Schwungbein die Positionierung des kontralate ralen Fußes in einer Weise vollzieht, dass die Balance gehalten wird und ein effizi enter Gewichtstransfer möglich ist. Die Bewegung beider Seiten oder beider Beine ist somit funktionell gekoppelt und kann bei den unterschiedlichsten Bewegungen beobachtet werden. Durch eine Modellierung wird die funktionelle Kopplung von Bewegungen nachgebildet, und die funktionelle Kopplung sowohl der Komponen ten der ipsilateralen Seite als auch der kontralateralen Seite kann dazu genutzt werden, um gegebenenfalls fehlende Informationen einzelner Segmente aus dem Verhalten oder den Zuständen anderer Segmente zu bestimmen. Das Verfahren sieht vor, dass die Kopplung der jeweiligen Segmente der versorgten, ipsilateralen Seite genutzt werden, um die Beinbewegung nachzuvollziehen bzw. zu steuern und hinsichtlich einer Intentionserkennung sowie zu einer Ableitung von Sollwert verläufen und Zielgrößen zu verwenden. Die Erfindung sieht vor, ohne eine Sen sorik an der kontralateralen Seite die Bewegung und intendierte Bewegung zu analysieren und eine Steuerung auf Basis dieser Auswertung zu erzeugen. Wäh rend bei bilateralen Versorgungen es möglich ist, die Bewegung der jeweils kont ralateralen Seite durch an der Prothese, Orthese oder dem Exoskelett befindliche Sensoren oder auch über Biosignale, wie Muskelaktivitäten oder dergleichen zu erhalten, ist diese Möglichkeit bei unilateralen Versorgungen nicht gegeben. Hier müssten zusätzliche Sensoren an der unversorgten, kontralateralen Seite ange ordnet werden, wodurch das Gesamtsystem wesentlich komplexer werden würde. Daher ist es vorgesehen, aus den vorhandenen Messgrößen der ipsilateralen Seite mittels eines Modells die fehlenden Größen zu bestimmen, um somit auf eine Instrumentierung auf der kontralateralen Seite zu verzichten. Auch mit Senso ren allein auf der ipsilateralen Seite ist es möglich, Informationen über die Bewe gung des kontralateralen Beines in dessen Standphase zu erlangen, nämlich über die translatorische Knie- oder Hüftbewegung, ohne dass diese Größen der kontra lateralen Seite explizit berechnet werden. Über Sensoren in der orthopädietechni schen Einrichtung, die das künstliche Kniegelenk aufnimmt, werden die Zustände der orthopädietechnischen Einrichtung der versorgten, ipsilateralen Seite erfasst, optional werden einzelne Größen der kontralateralen Seite aus diesen Sensorwer ten abgeleitet. Aus den Messdaten werden mit Hilfe eines Modells die Bewe gungsgrößen der kontralateralen Seite abgeschätzt. Im Falle eines mechanischen Modells können die Randbedingungen und Zwangsbedingungen von der jeweili gen Gangsituation abhängen. Für die Steuerung der Aktuatoren werden sowohl die gemessenen Daten, also die Sensorwerte als auch die geschätzten Größen herangezogen und zur Aktivierung oder Deaktivierung des Aktuators genutzt.
Die ipsilaterale Beinbewegung muss technisch hinreichend bestimmt sein, für eine knieübergreifende orthopädietechnische Einrichtung ist hierfür beispielsweise ein Inertialwinkelsensor 52 am Unterteil, der den Absolutwinkel und die Horizontalbe schleunigungen erfasst sowie ein Winkelsensor 25 zur Erfassung des Kniewinkels KA zwischen dem Oberteil 10 und dem Unterteil 20 ausreichend. Um beispiels weise den kontralateralen Beinwinkel abzuschätzen, wird die ipsilaterale Beinbe wegung erfasst, daraus wird die Hüfttranslation berechnet und aus der Hüfttransla- tion eine Schlussfolgerung auf die kontralaterale Beinbewegung gezogen. Für die Ermittlung der translatorischen Bewegung der Hüfte wird die translatorische Bewe gung eines Punktes auf der versorgten Seite, also an der orthopädietechnischen Einrichtung, beispielsweise die Bewegung der Knieachse, herangezogen. Die translatorische Bewegung beispielsweise der Knieachse wird insbesondere über eine zweifache Integration von gemessenen Linearbeschleunigungen mit den ge eigneten Anfangsbedingungen ermittelt. Im weiteren Verlauf wird über Absolutwin kel und Relativwinkel die kinematische Kette bis zur Hüfte hin verfolgt. Die An fangsbedingungen der Integration können über ein kinematisches Modell bestimmt werden, wobei der Beginn der Integration vorteilhafterweise in der späten Stand phase liegt. Der Abrollpunkt des Fußteils, auch center of rotation (COR) genannt, kann als Funktion von Belastung und Lage formuliert werden und in die Berech nung einfließen. Die für die Berechnung notwendigen Segmentlängen werden ge messen und im System hinterlegt oder es werden Annahmen getroffen, die auf statistischen Werten beruhen. Da insbesondere prothetische Versorgungen häufig Einzelanfertigungen sind, sind die einzelnen Segmentlängen bekannt, da diese zur Auswahl von Komponenten bei der Zusammenstellung des Prothesensystems notwendigerweise erfasst werden müssen. Alternativ lassen sich Segmentlängen mit hinreichender Genauigkeit über anthropometrische Modelle aus charakteristi schen Längen, wie z. B. das Knie-Boden-Maß oder Amputationsmerkmalen, wie der Amputationshöhe mittels Skalierung berechnen. Somit lässt sich aus der ge messenen Beschleunigung eines festen Punktes des orthopädietechnischen Sys tems, beispielsweise der Position der Schwenkachse, durch zweifache Integration die Trajektorie dieses Punktes bestimmen. Über die kinematische Kette wird dann die Hüfttrajektorie als Funktion der relativen Freiheitsgrade und Segmentlängen bestimmt. Die translatorische Bewegung der Hüfte ist bereits ein gutes Maß, um die beabsichtigte Bewegung zu bewerten, insbesondere repräsentiert die horizon tale Komponente der Hüftbewegung den Anteil der Vorwärtsprogression, die über das Standbein erzeugt wird. Aufgrund der Koordination von Schwungbeinbewe gung und Standbeinbewegung ermöglicht der Bezug der ipsilateralen Schwung beinbewegung auf die Hüfttranslation eine Klassifikation der Bewegung und eine Steuerung des Prothesenverhaltens. Zur Erkennung, welche Bewegung ausge führt oder beabsichtigt wird, eignet sich insbesondere eine Kombination aus Orien tierung des Oberteils und Hüfttranslation oder Translation der Knieachse und Hüft translation, da sich diese Größen vollständig anhand der Sensoren in der orthopä dietechnischen Einrichtung ermitteln lassen.
Um den Beinwinkel der kontralateralen Seite abschätzen zu können, wobei der Beinwinkel zwischen dem Hüftgelenk und dem Aufsetzpunkt beim Heel Strike im Verhältnis zu der Gravitationsrichtung gemessen wird, werden zwei Annahmen getroffen, nämlich, dass sich der kontralaterale Fuß im Bodenkontakt befindet und somit die Relativbewegung zwischen dem Fuß und Untergrund gleich 0 ist und dass in zumindest einem Zeitpunkt in der Doppelstützphase, also wenn beide Füße oder Fußteile sich auf dem Boden befinden, ein inertialer Beinwinkel der kontralateralen Seite bestimmt werden können. Eine Annahme hierzu wäre zuläs sigerweise, dass der Beinwinkel der kontralateralen Seite dem negativen Beinwin kel der Prothesenseite entspricht. Ausgehend von dieser Anfangsbedingung kann die Lageänderung des kontralateralen Beinwinkels über trigonometrische Funktio nen aus den Segmentlängen und der relativen Translation der Hüfte berechnet werden. Werden der kontralaterale Beinwinkel in dessen Standphase und die Ori entierung des ipsilateralen Oberteils im Raum in dessen Schwungphase in Rela tion gesetzt, so kann das Verhältnis Aufschluss darüber geben, ob der Anwender mit der versorgten Seite bergauf gehen möchte, treppauf steigen möchte oder eine anderweitige Überwindung einer Höhendifferenz AH beim Gehen beabsich tigt. Typisch für ein solches beabsichtigtes Gangverhalten ist eine starke Rück wärtsneigung des Winkels des ipsilateralen Oberteils in der Mitte der Schwung phase bei verhältnismäßig geringer Vorlage der kontralateralen Seite in der Stand phase. Anders ausgedrückt bleibt die kontralaterale Seite nahezu senkrecht, das heißt, dass die translatorische Hüftbewegung gering ausfällt, während das Oberteil oder der Oberschenkel stark angehoben und flektiert wird.
Wird das künstliche Kniegelenk 1 beim Bergaufgehen am Ende der Schwung phase in der flektieren Stellung abgestoppt, kann das Ausmaß einer solchen Vor- flektion so bestimmt werden, dass der ipsilaterale und der kontralaterale Beinwin kel bei dem Kontakt der versorgten Seite mit dem Boden in einem harmonischen Verhältnis zueinander stehen. Die Flexions- und Extensionswiderstände in Gestalt von Sollwerten des Aktuators 40 werden dann in der orthopädietechnischen Ein richtung in der Schwungphase so eingestellt, dass sich ein harmonisches Verhält nis zwischen dem Beinwinkel der kontralateralen Seite in der Standphase und dem Beinwinkel der ipsilateralen Seite in der Schwungphase einstellt. Die Soll werte des Aktuators 40 und damit auch die Flexionswiderstände und Extensions widerstände werden so eingestellt, dass der maximal erreichbare Kniewinkel KAmax in Abhängigkeit von der ermittelten oder abgeschätzten Höhendifferenz AH des Fußteils der ipsilateralen Seite verstellt wird, wobei die Höhendifferenz AH zu einem Fuß oder einem Fußteil der kontralateralen Seite eines Patienten aufgetra gen ist. Wird ein Bergaufgehen, Treppaufgehen oder Übersteigen eines Hindernisses un ter Überwindung einer Höhendifferenz AH erkannt, wird die maximale Extension des Unterteils 20 relativ zu dem Oberteil 10 begrenzt, so dass der maximal er reichbare Kniewinkel KAmax verringert wird. Das Unterteil 20 wird bei einem spezifi schen Winkel des Unterteils 20 abgestoppt. In der Figur 2 ist eine solche Steue rung anhand dreier Zustände einer orthopädietechnischen Einrichtung verdeut licht. Würde das Unterteil 20 beim Überwinden einer Höhendifferenz AH unverän dert zum Gehen in der Ebene maximal extendiert werden, sodass der erreichbare Kniewinkel KAmax angenähert 180° beträgt, würde das Fußteil 30' sehr weit vorne und mit einem großen Sohlenwinkel aufsetzen und der Patient müsste die Hüfte über die gesamte Beinsehnenlänge um den Aufsetzpunkt herum drehen, was zu einem unphysiologischen Bewegungsablauf führen würde. Erfindungsgemäß ist dagegen vorgesehen, dass die Extension des Unterteils 20 bei einem spezifischen maximalen Kniewinkel, bzw. bei einer spezifischen Orientierung des Unterteils, die beispielsweise durch den Inertialwinkelsensor 52 detektiert werden kann, noch vor Erreichen der maximalen Extension abgestoppt wird, sodass sich das Fußteil 30“ am Ende der Extensionsbewegung oberhalb des Absatzes oder der Stufe oder am Ende der Bewegung der ermittelten oder abgeschätzten Höhendifferenz AH befin det. Anschließend wird im weiteren Bewegungsverlauf der Oberschenkel oder das Oberteil 10 abgesenkt, wobei die Orientierung des Unterteils 20 bevorzugt kon stant gehalten wird, also sich die Raumlage des Unterteils 20 nicht ändert, bis das Fußteil 30‘“ den Boden berührt hat. Dies kann beispielsweise anhand des Auftre tens einer Axialkraft durch den Axialkraftsensor 54 detektiert werden. Wird eine solche Axialkraft FA detektiert, ist davon auszugehen, dass die Schwungphase beendet ist und zum Überwinden der Höhendifferenz AH sowohl der Hüftwinkel HA vergrößert als auch der Kniewinkel KA vergrößert wird, zumindest nicht verrin gert wird, sodass aufgrund der variablen Kniewinkeleinstellung und einer Vorflek- tion beim Auftreten die effektive Beinsehnenlänge verkürzt wird und ein geringerer Energieaufwand zum Überwinden der Höhendifferenz AH notwendig ist.
Je größer die zu überwindende Höhendifferenz AH wird, was sich beispielsweise anhand einer verringerten Vorlage auf der kontralateralen Seite oder einer erfass ten maximalen Raumlage des Oberteils 10 ermitteln lässt, wird der maximal er reichbare Kniewinkel KAmax verringert, das heißt, dass die Vorflexion vergrößert und der Extensionsanschlag vorverlagert wird. Die Vorverlagerung des Extensi onsanschlages kann durch eine motorische Verstellung eines mechanischen An schlages oder durch geeignetes Öffnen und Schließen von Ventilen in einer hyd raulischen oder pneumatischen Steuerung innerhalb des Aktuators 40 erfolgen.
Der vertikale Weg der Knieachse, also die Höhendifferenz entgegen der Gravitati onsrichtung G, kann aus dem Absolutwinkel des Oberteils 10 errechnet werden, wenn der vertikale Weg der Hüfte bekannt ist oder als Abschätzung festgelegt wird. Der vertikale Weg des Fußteils kann aus einer Kombination der Orientierung des Oberteils 10 im Raum in Verbindung mit dem Relativwinkel oder Kniewinkel KA, der über den Kniewinkelsensor 25 ermittelbar ist, errechnet oder abgeschätzt werden. Der Kniewinkelsensor 25 ermöglicht die Bestimmung des ermittelten Kniewinkels KAD und dient bei Vorhandensein von Sensordaten über den Hüft- winkel in Verbindung mit den Segmentlängen zur Errechnung der Höhendifferenz AH. Der erreichbare Kniewinkel KAmax wird in der Schwungphase des ipsilateralen Beines eingestellt und bis zum Erreichen einer vorbestimmten Raumlage des Un terteils und/oder Oberteils beibehalten. Ebenso kann die Einstellung hinsichtlich des erreichbaren Kniewinkels KAmax bei einer Überwachung des Knöchelge lenkswinkels AA bis zum Erreichen eines vorbestimmten Knöchelgelenkswinkels AA beibehalten werden, der beispielsweise als derjenige Winkel festgelegt ist, der sich nach dem Abheben des Fußteils 30 am Ende der Standphase einstellt, wenn sich das Fußteil 30 in einer Neutralstellung befindet. Wird das Fußteil 30 dann auf gesetzt, verändert sich der Knöchelgelenkswinkel AA, was ein Zeichen dafür ist, dass eine Veränderung des maximal erreichbaren Kniewinkels KAmax nunmehr möglich ist. Alternativ kann über die Ermittlung des Kraftverlaufes entlang der Längserstreckung des Fußteils die Position des Krafteinleitungspunktes bestimmt und in Abhängigkeit dieser Position der Aktuator 40 entsprechend angesteuert werden, um bis zu einem bestimmten Zeitpunkt die weitere Extension zu sperren und erst dann eine Streckung des Kniegelenkes 1 zu ermöglichen. Alternativ oder ergänzend kann über ein Zeitglied ein bestimmter Zeitraum festgelegt werden, der eine maximale Extension begrenzt.
Das Erreichen eines minimalen Hüftwinkels HA kann durch Überwachung der Ori entierung des Oberteils 10 im Raum erkannt werden. Ist der Oberschenkel oder das Oberteil 10 maximal flektiert, befindet sich die Längserstreckung des Oberteils 10 in einer maximalen Neigung relativ zu der Gravitationsrichtung G. Wird an schließend das Oberteil 10 um das Hüftgelenk nach unten verschwenkt und nä hert sich die Längserstreckung des Oberteils 10 der Gravitationsrichtung G an, ist ein minimaler Hüftwinkel HA erreicht und eine Bewegungsumkehr hat stattgefun den. Nach der Detektion der Bewegungsumkehr kann der maximale Kniewinkel o- der beispielsweise die Orientierung des Unterteils 20 im Raum konstant gehalten werden, bis ein Aufsetzen des Fußteils 30 auf dem Boden ermittelt wird, beispiels weise durch Detektion einer Axialkraft FA oder durch eine Veränderung des Knö chelgelenkswinkels KA. Während über die Veränderung des Extensionswiderstan des der maximal erreichbare Kniewinkel KAmax eingestellt wird, um das Fußteil 30 in einer richtigen Orientierung bei einem angewinkelten Bein aufzusetzen, ist es für den weiteren Bewegungsablauf vorteilhaft, wenn der Flexionswiderstand in der Schwungphase der ipsilateralen Seite nach einer Bewegungsumkehr des Unter teils 20 in vertikaler Richtung, also bei einem Absenken des Unterteils, auf einem hohen Niveau gehalten wird, auf einem Niveau, das höher als der Flexionswider stand beim Gehen in der Ebene ist, um das Anheben des Körpers des Nutzers der orthopädietechnischen Einrichtung beim Bergaufgehen, Treppensteigen oder der gleichen zu erleichtern und eine ungewollte Flexion und Einbeugung des Kniege lenks 1 zu vermeiden.
In der Figur 3 sind die jeweiligen Winkel und Orientierungen im Raum sowie die je weiligen Bezugsgrößen zur Verdeutlichung der jeweiligen Beziehungen unterei nander dargestellt. Die Richtung der Erdanziehung oder die Gravitationsrichtung ist mit dem Pfeil g bezeichnet, die Erdanziehungsorientierung entspricht im We sentlichen einer vertikalen Orientierung. Die Orientierung des Oberteils 10 im Raum wird durch den Winkel ft definiert, die Orientierung des Unterteils 20 im Raum wird durch den Winkel cps dargestellt, jeweils gemessen von der Gravitati onsrichtung g. Der Hüftwinkel HA wird zwischen der Längsorientierung des Rump fes und der Längsorientierung des Oberteils 10 auf der in g-Richtung vorderen Seite gemessen, der Kniewinkel KA wird zwischen der Längserstreckung des Oberteils 10 und der Längserstreckung des Unterteils 20 um die Knieachse 15 ge- messen. Figur 4 ist eine Darstellung eines Bewegungsablaufs bei einem Bergaufgehen.
Der Bewegungsablauf beginnt bei to für das versorgte Bein mit dem Oberteil 10, dem Unterteil 20 und dem Prothesenfuß 30, bei dem der Prothesenfuß 30 den Bo den gerade noch berührt und sich am Ende der Standphase befindet. Das unver sorgte, kontralaterale Bein ist auf dem Boden vollständig aufgesetzt und leicht flektiert. Zum Zeitpunkt ti ist das versorgte Bein angehoben und befindet in einer maximalen flektierten Stellung mit einem minimalen Kniewinkel KA. Zum Zeitpunkt t2 wird das Fußteil 30 in Richtung auf den Boden bewegt und abgesenkt, das Un terteil 20 ist am Ende einer Schwungphasenextensionsbewegung und wird abge bremst, beispielsweise durch Aktivieren einer Bremse, das Erhöhen einer Dämp fungsrate oder durch Verstellen eines Extensionsanschlages, mit dem der erreich bare Kniewinkel verändert wird. Zum Zeitpunkt t3 wird das Fußteil 30 des versorg ten Beines mit einem flektierten Kniegelenk 1 aufgesetzt, das kontralaterale, un versorgte Bein wird entlastet und nach vorne bewegt. Gleichzeitig wird eine Stand phasenextension für das versorgte Bein durchgeführt, was in der Phase zum Zeit punkt t4 abgeschlossen ist. Anschließend wird der Körperschwerpunkt über die Knieschwenkachse 15 in Gehrichtung nach vorne bewegt. Das Unterteil 20 führt bei einem extendierten Kniegelenk eine Vorwärtsrotation um einen bodenseitigen Auflagepunkt oder Drehpunkt durch und wird im dargestellten Ausführungsbeispiel im Bereich der Fußspitze des Prothesenfußes 30 angeordnet. Anschließend be ginnt der Bewegungszyklus erneut.
Figur 5 zeigt einen korrespondierenden Bewegungsablauf beim Überwinden einer Stufe, wobei beim Überwinden einer Stufe ein weiterer Bewegungsschritt einge zeichnet ist, der in Figur 5 als t4 bezeichnet ist und im Ablauf der Figur 4 zwischen den Zeitabschnitten t3 und t4 liegt. Zum Zeitpunkt t4 in der Figur 5 ist das unver sorgte, kontralaterale Bein angehoben und in der Flöhe gerade oberhalb der zu überwindenden Stufe und das Knie der kontralateralen Seite ist noch nicht vor die Knieachse 15 des Prothesenkniegelenkes 1 bewegt worden.
In Figur 6 sind die Trajektorien des Knöchelgelenkes A auf Flöhe der Knöchelge lenksachse 35, die des Knies K auf Flöhe der Kniegelenksachse 15 sowie des Tro chanters Tr als prominenten Punkt des Oberschenkelknochens im Bereich des Hüftgelenkes aufgezeichnet. Zwischen den jeweils in Volllinien gezeigten Trajekto- rien sind die Orientierungen von Oberteil 10 und Unterteil 20 in der Sagittalebene aufgezeigt. Die Trajektorien ebenso wie die Orientierungen spiegeln das Gehen in der Ebene wieder, die Pfeilrichtungen geben die Vorwärtsbewegung an. Zu Be ginn der Schwungphase, beim Toe-off TO, ist das Knöchelgelenk A leicht angeho ben, verglichen mit dem geraden, unbelasteten Stehen. Nach dem Toe-off wird das Kniegelenk K nach vorne gebracht und leicht angehoben, wodurch sich ein Peitscheneffekt einstellt, bei dem das Knöchelgelenk A angehoben wird, der Tro chanter major bleibt auf einem nahezu unveränderten Niveau. Bei einer weiteren Vorwärtsbewegung wird das Kniegelenk K weiter angehoben und nach vorne be wegt, das Knöchelgelenk A überholt nach ungefähr 40% des Gangzyklusses das Kniegelenk, bis sich das Kniegelenk K in einer maximal extendierten Stellung be findet, was beim Fersenkontakt oder Heel Strike der Fall ist. Diese Gangphase ist mit der durchgezogenen Linie und dem Bezugszeichen IC für Initialkontakt mar kiert. Durch die Fußelastizität sinkt die Knöchelgelenksachse etwas ein und das Bein rollt um den Fuß 30 oder die Knöchelgelenksachse 35 in Gangrichtung nach vorne ab, wobei das Kniegelenk leicht eingebeugt wird, da es sich um eine Stand phasenflexion handelt. Bei ungefähr 70% des Gangzyklusses überholt der Trocha nter major die Kniegelenksachse und die Hüfte wird vor das Kniegelenk gebracht und eine Vorwärtsbewegung eingeleitet. Jede einzelne gestrichelte Linie markiert ein Zehntel eines Gangzyklusses.
Figur 7 zeigt die Trajektorien von Knöchel A, Knie K und Trochanter major Tr beim Bergaufgehen, beispielsweise auf einer Rampe. Anhand der unterschiedlichen Trajektorien lässt sich erkennen, dass für das Knöchelgelenk A eine gleiche Trajektorienform vorhanden ist, diese jedoch aufwärts geneigt ist. Die Unterschen kelorientierung beim Initialkontakt ist verschieden zu der beim Gehen in der Ebene, ebenso wie die Orientierung von Unterteil zu Oberteil, nämlich eingebeugt im Gegensatz zu einer maximal extendierten Stellung beim Gehen in der Ebene. Alle Trajektorien enden auf einem höheren Niveau als sie begonnen haben, was sich aus der Natur der Sache des Bergaufgehens ergibt. Anhand der Figur 8 kann die Schritthöhe zwischen dem kontralateralen, unver sorgten Bein und dem ipsilateralen Fußteil 30 des versorgten Beines definiert wer den. Beispielsweise wird der Abstand Hi von dem Boden bis zu einem markanten Punkt der Hüfte, beispielsweise dem Trochanter major, auf Flöhe des Standbeines festgelegt, der Abstand H2 ist der Abstand zwischen dem Boden und der Hüfte o- der des Trochanter majors auf der vorauseilenden Seite, im dargestellten Beispiel der vorsorgten Seite. Die Flöhendifferenz AFI ergibt sich dann aus der Differenz zwischen H 1 und H2. Entsprechend gilt eine Definition der Flöhendifferenz AFI für das Gehen auf einer Rampe. Figur 8b zeigt die Definition einer Flöhendifferenz AFI* bei der die überwundene Flöhe von ipsilateral nach ipsilateral gemessen wird, also die Flöhendifferenz zwischen dem Abheben des versorgten Beines bis zum Wiederaufsetzen, was der Flöhendifferenz zwischen dem Toe-off des ver sorgten Beines und dem Initialkontakt entspricht.
In der Figur 9 wird der Unterschied verdeutlicht, den ein Auftreten des versorgten Beines mit einem flektierten Kniegelenk im Vergleich zum Auftreten eines Beines mit einem extendierten Kniegelenk für einen Patienten bedeutet, wenn eine Flö hendifferenz überwunden werden soll. In der linken Darstellung ist ein vorflektier tes Auftreten dargestellt, in der rechten Darstellung ein gestrecktes Auftreten, bei dem der Kniewinkel KA2 größer als beim vorflektierten Auftreten mit einem Knie winkel KAi ist. Aufgrund der Vorflexion ist die Schrittvorlage Li geringer als beim Auftreten mit einem gestreckten Bein. Der Körperschwerpunkt COM muss, um ei nen Gangfortschritt zu erreichen, nach vorne bewegt werden. Dazu muss der He- bel L*i als Abstand zwischen dem Massenschwerpunkt COM und der Vertikalen vom Aufsatzpunkt verwendet werden, um den Körperschwerpunkt zu bewegen. Je geringer der Flebel L*i ist, desto geringer ist der Aufwand, den der Patient über die Oberschenkelmuskulatur und den Hüftstrecker aufbringen muss. In der rechten Darstellung, bei der die Schrittvorlage L2 > ist, ist auch der Hebel l_*2 wesentlich größer, selbst bei einem vorgebeugten Nutzer, so dass ein erheblich größer Kraft aufwand notwendig ist, um die Höhendifferenz zu überwinden. Bei einem ge streckten Auftreten wie in der rechten Darstellung muss die Höhendifferenz AH über eine größere Schrittvorlage L2 im Vergleich zu einem vorflektierten Auftreten erreicht werden. Die übliche Kompensation erfolgt durch eine Vorwärtsneigung des Oberkörpers, wodurch versucht wird, den Hebel L* zwischen dem Auftritts punkt und dem Massenschwerpunkt COM zu verringern. Darüber hinaus ergibt sich eine erhöhte Plantarflexion des nach eilenden Standbeines, was in der Dar stellung nicht zu erkennen ist.
In Figur 10 ist die Abhängigkeit des Kniewinkels KA von der Höhendifferenz DH o- der der Schritthöhe dargestellt. Je größer die Schritthöhe oder zu überwindende Höhendifferenz DH ist, desto geringer wird der Kniewinkel KA, insbesondere, wenn die Unterschenkelorientierung beim Auftreten jeweils gleich sein soll. In der Figur 11 ist dieses Verhältnis für das Überwinden einer Stufe dargestellt, in der Fi gur 10 beim Bergaufgehen auf einer Rampe.
Figur 12 zeigt den Kniewinkelverlauf für unterschiedliche Höhendifferenzen DH. Beim ebenen Gehen, bei dem DH = 0 ist, ergibt sich nach dem Toe-off TOi eine Verringerung des Kniewinkels KA bis zu einem minimalen Kniewinkel. Anschlie ßend wird der Fuß nach vorne gebracht, der Kniewinkel KA vergrößert sich bis zur nahezu vollständigen Streckung beim Heel Strike oder Initialkontakt IC. Eine Vor flexion ist eingestellt, damit eine Standphasenbeugung durchgeführt werden kann. Die Standphasenbeugung nimmt bis zum Zeitpunkt von t/T = 1 ,05 zu und verrin gert sich dann bis zur maximalen Extension bei t/T = 1 ,4, was ungefähr dem Rollo ver entspricht. Anschließend wird am Ende der Standphase eine Vorflexion zur Einleitung der Schwungphase durchgeführt. Bei zunehmenden Höhendifferenzen DH ist zu erkennen, dass die Vorflexion bei einem Fersenstoß oder Initialkontakt IC mit der Höhendifferenz DH ansteigt; die Standphasenbeugung kann gegebe nenfalls mit zunehmender Höhendifferenz DH abnehmen oder unterbunden wer den. Der Kniewinkel KA ist über die dimensionslose Zeit durch den Anteil am Gangzyklus aufgetragen, die Unterteilungen entsprechen jeweils 10% eines Gang- zyklusses.
Figur 13 zeigt den Verlauf einer Oberschenkelorientierung ft in ° über einen Schrittzyklus mit der Unterteilung in den jeweiligen Anteil an dem Gangzyklus, auf getragen von einem ersten Initialkontakt oder Heel Strike IC bis zu einem zweiten Initialkontakt IC2 oder Heel Strike. Die gestrichelte Linie zeigt den Verlauf der Oberschenkelorientierung cpifür ebenes Gehen, die durchgezogene Linie für ein Bergaufsteigen oder Hinaufsteigen mit einem DH > 0. Um das Hinaufsteigen zu er kennen, kann aus dem Verlauf der Oberschenkelorientierung ft aufgrund des größeren Bewegungsumfanges oder der größeren Verschwenkung im Zeitraum von der Zunahme der Hüftbeugung bei Ti bis T3, was sich in einem größeren Dfti ausdrückt, aus der stärkeren Hüftflexion zwischen T2 bis T3 in Gestalt von Dft2 q- der über das Verhältnis von Hüft-extension zu Hüftflexion ( -
Figure imgf000041_0001
- ) oder über
'(fDTI- fDT2)'
das Verhältnis von Flexion zu Range of Motion auf die Höhendifferenz DH a fDTΐ/
geschlossen werden. Aus der Berechnung oder Abschätzung ergeben sich dann die entsprechenden Verstellbefehle aus der Steuerungseinrichtung zur Anpassung der Dämpfung und/oder der Anschläge.
Figur 14 zeigt das Verhältnis der Oberschenkelorientierung ft im Verhältnis zu dem horizontalen Weg der Hüfte oder des Trochanter Majors XH für unterschiedliche Hö hendifferenzen der DH. Beim Gehen in der Ebene mit DH1 ergibt sich ein ver gleichsweise geringer Bewegungsumfang, bei zunehmender Höhendifferenz DH ergibt sich eine zunehmende Vergrößerung der Oberschenkelorientierung cpT bei einer sich verkürzenden Schrittlänge oder einem sich verkürzenden ho rizontalen Weg der Hüfte. Aus einem solchen Verhältnis kann abgeleitet wer den, ob ein Übersteigen oder Bergaufgehen vorliegt und ob und inwieweit eine Verstellung des Extensionsanschlages oder Dämpfereinrichtungen vorgenom men werden soll. Die Verstellung des Extensionsanschlages oder der Dämpfer einrichtung kann dann in der Schwungphase erfolgen, beispielsweise wenn ein in der Steuereinheit abgelegter Schwellwert für dieses Verhältnis erreicht wird.
Figur 15 illustriert eine mögliche Hilfsgröße für die Abschätzung der Schritthöhe oder der zu überwindenden Höhendifferenz DH, nämlich das Verhältnis der Oberschenkelorientierung ft zu dem horizontalen Weg der Hüfte XH. Eine stei gende Neigung K zeigt eine steigende Schritthöhe DH an, je größer die Schritt höhe DH ist, desto größer ist auch die Neigung des Verhältnisses von Ober schenkelorientierung ft zu einem horizontalen Weg XH der Hüfte, beispiels weise des Trochanter Major. In der Figur 16 ist der Kniewinkelverlauf KA in ° über einen Schrittzyklus ge zeigt, beginnend mit Toe-off TO, mit einem Heel Strike HS oder Initialkontakt IC bei 1 und einem zweiten Toe-off TO bei 1 ,6. In den unterschiedlichen Gang phasen werden mit der Steuerung der Widerstände oder der Anschläge unter- schiedliche Ziele verfolgt. In dem Bereich A erfolgt ein kontrolliertes Abbremsen der Schwungphasenextension oder ein aktives Strecken des Kniegelenkes bis zu dem jeweils gewünschten Vorflexionswinkel. In der Phase B findet eine Kon trolle der Standphasenflexion statt, beispielsweise ein Einbeugen unter einem hohen Flexionswiederstand, um eine zu starke Standphasenbeugung zu be- grenzen oder zu verhindern. In der Phase C erfolgt die Beeinflussung der Standphase-Extension, beispielsweise über die Streckrate, damit das Überroll verhalten und Streckverhalten beeinflusst werden kann. In der Phase D wird die Standphasenextension abgebremst, um einen harten Anschlag in den Ex tensionsanschlag zu vermeiden, wenn das Überrollen stattgefunden hat und der maximale Kniewinkel erreicht wird.
Ein Anwendungsbeispiel für einen Energiespeicher, der in einem aktiven oder semiaktiven Aktuator integriert sein kann, sieht den Einsatz des Energiespei chers in ausgewählten Gangphasen vor. Die Bewegungsenergie kann insbe- sondere während der Standphasenextension, also während der Phasen C und D, gespeichert werden, innerhalb dieser Phasen insbesondere während des Abbremsens in der Standphasenextension, was der Phase D entspricht. Zur Unterstützung der Schwungphasenflexion, insbesondere unmittelbar nach der Einleitung der Schwungphase, wird die gespeicherte Energie wieder abgege- ben. Ebenso ist es möglich, dass die Bewegungsenergie während der Stand phasenextension in der Phase D gespeichert wird, um sie während der Schwungphasenextension in der Phase A, dort insbesondere in der zweiten Hälfte der Standphasenextension, wieder abzugeben. Dadurch wird die kor rekte Positionierung des Fußes unterstützt. Grundsätzlich ist es auch möglich, die Bewegungsenergie in anderen Bewegungsphasen zu speichern und in an deren Bewegungsphasen wieder abzugeben. Es muss nicht die gesamte ge speicherte Bewegungsenergie unmittelbar wieder abgegeben werden, ebenso können gespeicherte Energiemengen aufsummiert werden, beispielsweise über mehrere Bewegungsphasen eines Schrittes oder über mehrere Schritte hinweg in unterschiedlichen oder in gleichen Bewegungsphasen.
Figur 17 zeigt unterschiedliche Steuerungsverläufe einer Standphasenexten sion über den Unterschenkelwinkel cps. Die Knieextension kann so gesteuert werden, dass bei einem Verlauf gemäß A der Unterschenkel oder das Unterteil 10 während der Knieextensionsbewegung eine annähernd konstante Orientie rung beibehält. Alternativ kann gemäß Verlauf B ein gewisses Maß an Vorwärts rotation des Unterteils 20 und des Unterschenkels zugelassen und eine Vor wärtsrotationsgeschwindigkeit auf ein definiertes Maß festgelegt werden. Der Verlauf C sieht ein gewisses Maß an Rückwärtsrotation oder eine rückwertige Rotationsgeschwindigkeit vor. Alle drei Steuerungsvarianten können gegebe nenfalls in Abhängigkeit von der Gehgeschwindigkeit, der Schritthöhe, der Schrittlänge sowie dem Grad der Knieflexion abhängen. Der Unterschenkelwin kel cps ist wieder über die Phasen eines Gangzyklusses vom Initialkontakt IC bis zum Beginn der Schwungphase beim Toe-off TO aufgetragen.
Figur 18 zeigt zwei unterschiedliche Kniewinkelverläufe KA ebenfalls über Pha sen des Gangzyklusses, wobei hier die Phase nach dem Initialkontakt IC mit einer relativ starren Vorflexion von 20 Grad erfolgt. Über den Verlauf gemäß der durchgezogenen Kurve A wird eine Standphasenbeugung unterbunden, der Verlauf mit der gestrichelten Linie B erlaubt eine weitere Standphasenbeugung auf 30 Grad, jedoch wird das Ausmaß der Standphasenflexion kontrolliert und die maximale Kniebeugung begrenzt. Die Anwendung beider Varianten kann in Abhängigkeit von der Gehgeschwindigkeit, der Schritthöhe, der Schrittlänge so- wie dem Verlauf des Kraftangriffspunktes im Fußteil erfolgen.
Figur 19 zeigt den möglichen Widerstandsverlauf bei einer passiven Steuerung und bei einer Unterbindung einer Standphasenflexion anhand dreier Dia gramme. Das obere Diagramm zeigt den Kniewinkelverlauf KA, das mittlere Di- agramm den Flexionswiderstand Rfiex und das untere Diagramm den Extensi onswiderstand Rext jeweils über einen Gangzyklus von Toe-off 1 bis Toe-off 2 mit dem Initialkontakt IC oder Heel Strike bei 1 ,0. Alle drei Kurven sind aufge tragen über die dimensionslose Zeit durch den Anteil des Gangzyklusses. Vor dem Initialkontakt IC wird der Flexionswiderstand Rfiex auf einen maximalen Wert erhöht, sodass bei einem Initialkontakt IC des Fußteils ein maximaler Fle xionswiderstand anliegt. Die Erhöhung in der Phase A findet während der Schwungphasenstreckung statt, das Kniegelenk ist bei Initialkontakt IC ge sperrt. Nach dem Initialkontakt IC wird in der Phase B der Flexionswiderstand Rfiex zu der Standphasenstreckung wieder reduziert, beispielsweise wenn eine Standphasenextension stattfindet, um dann am Ende der Standphase einen schnellen Abfall des Extensionswiderstandes zur Einleitung der Schwungphase zu ermöglichen. Der Extensionswiderstand wird in der Phase C vor dem Initial kontakt IC während der Schwungphasenextension erhöht, um das Kniegelenk bei einem definierten Kniewinkel KA abzustoppen. Eine vollständige Sperrung der Extensionsbewegung muss nicht sein. Durch eine zunehmende Erhöhung des Widerstandes kann ein ausreichendes Verringern der Extensionsbewegung erfolgen, um das Gelenk ausreichend abzustoppen. Anschließend wird der Ex tensionswiderstand reduziert, gegebenenfalls in Abhängigkeit von Gehge schwindigkeit, Schritthöhe, Schrittlänge, vorhandener Knieflexion sowie dem Verlauf des Bodenreaktionskraftvektors. Anschließend wird der Extensionswi derstand Rext während der Standphasenextensionsbewegung kontrolliert er höht, beispielsweise durch Regelung auf eine Soll-Streckrate des Kniegelenks oder in Abhängigkeit des Unterschenkelwinkels cps. Abschließend wird die Standphasenextension durch eine weitere Erhöhung in der Phase F zum Flalten gebracht, um einen harten Anschlag in die Streckung zu vermeiden oder wenn der gewünschte Kniewinkel KA erreicht ist.
Figur 20 entspricht im Wesentlichen der Figur 19, zeigt jedoch andere Verläufe sowohl des Kniewinkels KA als auch der jeweiligen Widerstände über den Ver lauf eines Gangzyklusses. Der Flexionswiderstand Rfiex wird, anders als in dem Verlauf der Figur 19, nicht vor dem Initialkontakt IC auf einen Maximalwert er höht, sondern wird nach einem Maximum zum Abbremsen in der Schwungpha senflexion auf einen niedrigeren Wert reduziert, bis nach dem Initialkontakt IC der Flexionswiderstand Rfiex in der Phase B erhöht wird, um eine kontrollierte Standphasenflexion zu ermöglichen. Die Erhöhung in der Phase B dient dazu, die Beugerate oder das Ausmaß der Standphasenflexion zu kontrollieren. Das Maß der Anhebung des Flexionswiderstandes Rfiex hängt von dem gewünsch ten, maximalen Flexionswinkel ab. Anschließend wird der Flexionswiderstand in der Phase C wieder reduziert, analog der Phase B in der Figur 19. Der Ex tensionswiderstand Rext wird wie im Verlauf der Figur 1 9 erläutert verstellt.
Die Figur 21 zeigt den Verlauf des Unterschenkelwinkels cps im Verhältnis zu dem Oberschenkelwinkel ft für Gehen in der Ebene in der unterbrochenen Li nie mit einer Höhendifferenz DH gleich 0. Auch hier sind die markanten Punkte des Ganges mit Toe-off TO und dem Initialkontakt IC gekennzeichnet. Die durchgezogene Linie zeigt das Verhältnis des Unterschenkelwinkels cps zum Oberschenkelwinkel ft für ein Bergaufgehen oder ein Übersteigen eines Hin- dernisses mit einer Höhendifferenz DH größer 0. Die Unterteilungen entspre chen jeweils 10 Prozent eines Gangzyklusses. Anhand der unterschiedlichen Verläufe der Kurven lässt sich abschätzen, wie groß die überwundene oder zu überwindende Höhendifferenz DH ist. Insbesondere aus dem Kurvenverlauf nach 80 Prozent des Gangzyklusses, also nach zwei Strichen nach dem Toe- off TO oder bei 0,8 ergibt sich für das Gehen in der Ebene mit DH gleich 0 ein wesentlich steilerer Anstieg als für das Gehen bergauf oder das Übersteigen mit einer Höhendifferenz DH größer 0. Für unterschiedliche Höhendifferenzen DH können unterschiedliche Verläufe ermittelt oder abgespeichert werden, die dann der Steuerungseinrichtung zur Verfügung stehen, um eine entsprechende Verstellung der Anschläge und der Widerstände zum Anpassen an die jeweilige Gangsituation vornehmen zu können.
Figur 22 zeigt das Verhältnis des Kniewinkels KA zu dem Oberschenkelwinkel ft für das Gehen in der Ebene mit DH gleich 0 mit der gestrichelten Linie und für das Übersteigen eines Hindernisses oder Bergaufgehen mit DH größer 0 mit der durchgezogenen Linie. Bei einem Schrittzyklus von 0,6 bei einem Toe-off ergibt sich ebenfalls im Bereich von 0,8 eines Gangzyklusses ein signifikanter Unterschied der Kurvenverläufe, über den dann anhand von Vergleichsalgorith men die Höhendifferenz DH abgeschätzt werden und eine entsprechende An- passung der Widerstände oder Anschläge mit der Steuerung vorgenommen werden kann.
In der Figur 23 ist eine Definition der Beinsehnen eines ipsi lateralen, versorg ten Beines und eine kontralateralen, unversorgten Beines vorgenommen. Die Beinsehne geht durch den Hüftdrehpunkt und bildet eine Linie zu dem Knö chelgelenk. Wie der Figur 23 zu entnehmen ist, verändert sich die Länge der Beinsehne und die Orientierung fi_ der Beinsehnen bei der Bewegung, insbe sondere auch bei unterschiedlichen Steigungen. Über den Verlauf der Ände- rung der Länge und/oder Orientierung der Beinsehne können die zu überwin denden Höhendifferenzen DH abgeschätzt und vorausgesagt oder ermittelt werden. Daraus werden dann die jeweiligen Steuerbefehle abgeleitet. Die je weilige Orientierung der ipsilateralen Beinsehne cpu relativ zu der Gravitations richtung G und der kontralateralen Beinsehne cpu< ist jeweils eingetragen.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zum Steuern eines künstlichen Kniegelenkes (1 ) mit einem Ober teil (10) mit einer anterioren Seite (11 ) und einer posterioren Seite (12), ei nem um eine Knieachse (15) schwenkbar an dem Oberteil (10) gelagerten Unterteil (20) mit einer anterioren Seite (21 ) und einer posterioren Seite (22), einem an dem Unterteil (20) angeordneten Fußteil (30), zumindest einem Sensor (25, 51 , 52, 53, 54), einer mit dem zumindest einem Sensor (25, 51 , 52, 53, 54) verbundenen Steuereinrichtung (60) und einem Aktuator (40), der mit der Steuereinrichtung (60) gekoppelt ist und über den ein erreichbarer Kniewinkel (KAmax) zwischen der posterioren Seite (12) des Oberteils (10) und der posterioren Seite (22) des Unterteils (20) in der Schwungphase durch die Steuereinrichtung (60) einstellbar ist, dadurch gekennzeichnet, dass in Abhängigkeit von Sensordaten des zumindest einen Sensors (25, 51 , 52, 53, 54) auf eine Überwindung einer Höhendifferenz (DH) des Fußteils (30) zu einem Fuß (33) oder einem Fußteil der kontralateralen Seite eines Patienten in dessen Standphase oder zu der unmittelbar vorhergehenden Standphase des Fußteils (30) beim Gehen geschlossen wird und der in der Schwungphase erreichbare Kniewinkel (KAmax) verstellt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass bei einer sich entgegen der Gravitationsrichtung (G) vergrößernden Höhendifferenz (DH) der erreichbare Kniewinkel (KAmax) verringert wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Hö hendifferenz (DH) aus der Trajektorie des Rumpfes, des Beckens, der Hüfte und/oder der Knieachse des versorgten Beines errechnet oder abgeschätzt wird.
4. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn
zeichnet, dass die Höhendifferenz (DH) über den vertikalen Weg des Hüftge lenks des versorgten Beines, über den vertikalen Weg der Knieachse (15) und /oder den vertikalen Weg des Fußteils (30) errechnet oder abgeschätzt wird.
5. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, dass die Höhendifferenz (DH) über einen Hüftwinkel (HA) des ver sorgten Beines oder der Orientierung des Oberteils (10) im Raum und/oder deren zeitliche Verläufe ermittelt wird.
6. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, dass die Höhendifferenz (DH) über den zeitlichen Verlauf des Knie winkels des versorgten Beines ermittelt wird.
7. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, dass die Höhendifferenz (DH) aus dem Verhältnis einer horizonta len Bewegung des Rumpfes, des Beckens, der Hüfte oder der Knieachse (15) des versorgten Beines zu dem Hüftwinkel (HA) oder der Orientierung des Oberteils (10) im Raum errechnet oder abgeschätzt wird.
8. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, dass die Höhendifferenz (DH) aus einem ermittelten Kniewinkel (KAD) und einem ermittelten Hüftwinkel (HA) errechnet wird.
9. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, dass der erreichbare Kniewinkel (KAmax) über einen verstellbaren mechanischen oder hydraulischen Extensionsanschlag (45) oder eine Verän derung des Bewegungswiderstandes gegen eine Knieextension eingestellt wird.
10. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, dass als Kenngröße für den erreichbaren Kniewinkel (KAmax) die Orientierung des Unterteils (20) im Raum verwendet wird.
11. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, dass die Höhendifferenz (DH) aus einem mit einem Kniewin kelsensor (25) an dem künstlichen Kniegelenk (1 ) gemessenen Kniewinkel (KAD) und/oder eine über einen Raumlagesensor (51 , 52) gemessene Raumlage des Oberteils (10) und/oder Unterteils (20) ermittelt oder abge schätzt wird.
12. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn- zeichnet, dass der erreichbare Kniewinkel (KAmax) in der Schwungphase eingestellt und bis zum Erreichen einer vorbestimmten Raumlage und/oder Bewegung des Unterteils (20) und/oder Oberteils (10) bis zum Erreichen ei nes Knöchelgelenkswinkels (AA) und/oder eines Krafteinleitungspunktes (PF) in das Fußteil (30) und/oder über einen vorgegebenen Zeitraum beibe- halten wird.
13. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn
zeichnet, dass nach Erreichen eines minimalen Hüftwinkels (HA) und einer Bewegungsumkehr die Orientierung des Unterteils (20) im Raum bis zu einer Detektion eines Initialkontaktes, einer Axialkraft (FA) auf das Unterteil (20) und/oder Veränderung eines Knöchelgelenkwinkels (AA) konstant gehalten wird.
14. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn- zeichnet, dass das Bergaufgehen, Treppaufsteigen oder einer anderweitigen
Überwindung einer Höhendifferenz beim Gehen über den zeitlichen Verlauf der Oberteilorientierung und/oder das Verhältnis aus der Oberteilorientierung zu einer translatorischen horizontalen Bewegung der Knieachse (15) detek- tiert und der erreichbare Kniewinkel (KAmax) auf Grundlage der Verlaufs und/oder des Verhältnisses verstellt wird.
15. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn
zeichnet, dass ein Flexionswiderstand in der Schwungphase nach einer Be wegungsrichtungsumkehr des Unterteils (20) auf ein Niveau höher als beim Gehen in der Ebene eingestellt wird.
16. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, dass bei einem Erkennen des Bergaufgehens, Treppensteigens o- der einer anderweitigen Überwindung einer Höhendifferenz (DH) beim Gehen der maximal erreichbare Kniewinkel (KAmax) um 10° bis 25° verringert wird.
17. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn
zeichnet, dass der Bewegungswiderstand gegen eine Extensionsbewegung des Kniegelenkes in der Schwungphase kontinuierlich verringert wird.
18. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekenn
zeichnet, dass die Höhendifferenz (DH) als Kenngröße für den erreichbaren Kniewinkel (KAmax) verwendet und der Aktuator (40) auf der Grundlage die ser Kenngröße aktiviert oder deaktiviert wird.
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10900850B2 (en) * 2017-07-28 2021-01-26 Corning Incorporated Methods of improving the measurement of knee stress in ion-exchanged chemically strengthened glasses containing lithium
DE102022126222A1 (de) * 2022-10-10 2024-04-11 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zum Steuern einer Unterschenkelprothese und Unterschenkelprothese
DE102022213182A1 (de) 2022-12-07 2023-12-28 Zf Friedrichshafen Ag Orthopädietechnisches System

Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5181931A (en) 1990-01-26 1993-01-26 Otto Bock Orthopaedische Industrie Besitz- und Verwaltungs-Kommanditgesel lschaft Swivel connection between two parts of an orthopedic technical aid
DE102006021802A1 (de) * 2006-05-09 2007-11-15 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Kg Steuerung eines passiven Prothesenkniegelenkes mit verstellbarer Dämpfung
DE102007053389A1 (de) * 2007-11-07 2009-05-20 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Verfahren zur Steuerung eines orthopädischen Gelenkes
DE102009052887A1 (de) * 2009-11-13 2011-05-19 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung eines orthetischen oder prothetischen Gelenkes einer unteren Extremität
EP2240124B1 (de) 2008-02-07 2012-06-20 Otto Bock HealthCare GmbH Orthopädisches kniegelenk sowie verfahren zur steuerung eines orthopädischen kniegelenkes
DE102012013141A1 (de) * 2012-07-03 2014-05-08 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthetische oder prothetische Gelenkeinrichtung und Verfahren zu dessen Steuerung
US20140156025A1 (en) * 2004-03-10 2014-06-05 Ossur Hf Control system and method for a prosthetic knee
DE102013011080A1 (de) 2013-07-03 2015-01-08 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthopädietechnische Gelenkeinrichtung und Verfahren zu deren Steuerung
DE102015106392A1 (de) * 2015-04-24 2016-10-27 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung der Standphasendämpfung eines künstlichen Kniegelenks
EP3156010A1 (de) * 2014-06-13 2017-04-19 Cyberdyne Inc. Vorrichtung zur bewegungsunterstützung eines getragenen prothetischen gliedmasses und getragene bewegungsunterstützungsvorrichtung
WO2018092325A1 (ja) * 2016-11-18 2018-05-24 Cyberdyne株式会社 義足動作補助装置及び義足動作補助方法

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7485152B2 (en) * 2005-08-26 2009-02-03 The Ohio Willow Wood Company Prosthetic leg having electronically controlled prosthetic knee with regenerative braking feature
DE102015107783A1 (de) * 2015-05-18 2016-11-24 Inventus Engineering Gmbh Prothesen- oder Exoskelettkomponente, Prothesen- oder Exoskelett und Verfahren

Patent Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5181931A (en) 1990-01-26 1993-01-26 Otto Bock Orthopaedische Industrie Besitz- und Verwaltungs-Kommanditgesel lschaft Swivel connection between two parts of an orthopedic technical aid
US20140156025A1 (en) * 2004-03-10 2014-06-05 Ossur Hf Control system and method for a prosthetic knee
DE102006021802A1 (de) * 2006-05-09 2007-11-15 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Kg Steuerung eines passiven Prothesenkniegelenkes mit verstellbarer Dämpfung
DE102007053389A1 (de) * 2007-11-07 2009-05-20 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Verfahren zur Steuerung eines orthopädischen Gelenkes
EP2240124B1 (de) 2008-02-07 2012-06-20 Otto Bock HealthCare GmbH Orthopädisches kniegelenk sowie verfahren zur steuerung eines orthopädischen kniegelenkes
DE102009052887A1 (de) * 2009-11-13 2011-05-19 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung eines orthetischen oder prothetischen Gelenkes einer unteren Extremität
DE102012013141A1 (de) * 2012-07-03 2014-05-08 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthetische oder prothetische Gelenkeinrichtung und Verfahren zu dessen Steuerung
DE102013011080A1 (de) 2013-07-03 2015-01-08 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthopädietechnische Gelenkeinrichtung und Verfahren zu deren Steuerung
EP3156010A1 (de) * 2014-06-13 2017-04-19 Cyberdyne Inc. Vorrichtung zur bewegungsunterstützung eines getragenen prothetischen gliedmasses und getragene bewegungsunterstützungsvorrichtung
DE102015106392A1 (de) * 2015-04-24 2016-10-27 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung der Standphasendämpfung eines künstlichen Kniegelenks
WO2018092325A1 (ja) * 2016-11-18 2018-05-24 Cyberdyne株式会社 義足動作補助装置及び義足動作補助方法

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DE102019115098A1 (de) 2020-12-10
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CA3139710A1 (en) 2020-12-10
EP3979952A1 (de) 2022-04-13
US20220304831A1 (en) 2022-09-29

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