WO2022018073A2 - Verfahren zur steuerung einer prothese oder orthese - Google Patents

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WO2022018073A2
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flexion resistance
axial force
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Thomas Hoffmann
Dirk Seifert
Philipp Kampas
Dries GLORIEUX
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Otto Bock Healthcare Products Gmbh
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Definitions

  • the invention relates to a method for controlling a prosthesis or orthosis of the lower extremity with an upper part and a lower part which is connected to the upper part via a knee joint and which is pivotably mounted about a joint axis relative to the upper part, with the upper part and the lower part being an adjustable resistance device is arranged, via which a flexion resistance is changed on the basis of sensor data, with an axial force acting on the lower part being detected by at least one sensor and used as the basis for a change in the flexion resistance.
  • 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 joint axis, the 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 a single knee axis.
  • Artificial knee joints are also known which do not form a fixed axis of rotation between the upper part and the lower part, but instead have either sliding or rolling surfaces or a large number of linkages connected to one another in an articulated manner.
  • resistance devices are provided between the upper part and the lower part, via which the respective Wi resistance can be changed.
  • passive resistance devices are passive dampers, for example hydraulic dampers, pneumatic dampers or dampers that change the movement resistance on the basis of magnetorheological effects.
  • Active resistance devices such as motors, also exist or other drives that can be operated as a generator or energy store via a corresponding connection.
  • the respective knee joints ie the prosthetic joints or orthotic knee joints
  • the fixation is usually carried out via a thigh shaft which accommodates a limb stump.
  • Alternative types of fixation are also possible, for example through osseointegrated connection means or through straps and other devices.
  • the upper and lower parts are fixed directly to the thigh and lower leg.
  • the fastening devices provided for there are, for example, belts, cuffs, shells or frame structures.
  • Orthoses can also have foot parts for putting on a foot or shoe. The foot parts can be articulated on the lower part.
  • DE 102013 011 080 A1 relates to a method for controlling an orthopedic technical 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 mechanical work is performed during pivoting of the upper part relative to the lower part is converted from the relative movement and stored in at least one energy store.
  • the stored energy is fed back to the joint device with a time delay in order to support the pivoting of the upper part and lower part in the course of the movement.
  • the relative movement is supported in a controlled manner.
  • a separate damper in the form of a flydraulic damper or pneumatic damper can be provided, which is adjustable so that the damper device can influence the resistance while walking both in the flexion direction and in the extension direction.
  • An artificial knee joint has a knee angle of 180° in the constructively maximum achievable extension; hyperextension, which corresponds to an angle on the posterior side of more than 180°, is generally not provided for. Pivoting the lower part posteriorly relative to the upper part is referred to as knee flexion, pivoting anteriorly or forwards in the direction as extension.
  • Control of a passive prosthetic knee joint with adjustable damping of the flexion resistance is known from DE 10 2006 021 802 A1.
  • the adjustment is made to climbing stairs, with a low-torque lifting of the prosthetic foot being detected and the flexion damping in the lifting phase being lowered to below a level that is suitable for walking on a level surface.
  • the flexion damping can be increased depending on the change in the knee angle and depending on the axial force acting on the lower leg.
  • the object of the present invention is therefore to provide a method with which artificial knee joints can be used more comfortably for a user.
  • the method for controlling a prosthesis or orthosis of the lower extremity with an upper part and a lower part which is connected to the upper part via a knee joint and which is mounted pivotably about a joint axis relative to the upper part, with an adjustable resistance device being arranged between the upper part and the lower part is about which, based on sensor data, a flexion resistance is changed, with an axial force acting on the lower part being recorded by at least one sensor and used as a basis for changing the flexion resistance, provides that with a decreasing axial force and/or with a leg tendon and/or an extended leg being in a near-vertical position Knee joints kes the flexion resistance is reduced, the flexion resistance being raised again if no knee flexion is detected within a timed interval and/or the knee joint and/or the leg tendon and/or the axial force exceed certain limit values.
  • the above conditions are no longer met, for example, when the knee joint is largely or completely unloaded in the axial direction.
  • the axial force is detected, for example, by an axial force sensor, which is arranged on the prosthesis or orthosis, in particular on the lower part of a component attached to the lower part. If a forward rotation of the joint axis is detected, which can occur, for example, during a rolling movement over the foot or by bending the lower leg around an ankle joint axis, the flexion resistance is reduced.
  • the forward rotation of the joint axis and thus also of the entire knee joint means that the joint axis and thus also a proximal end of the lower part pivots around a distal pivot point, with the distal pivot point being either a joint axis on an ankle joint or a wandering point on the sole area can be.
  • the flexion resistance is also reduced if, alternatively or additionally, a vertical position of a leg tendon is detected.
  • the leg tendon is defined in particular as a connecting line between two defined points on the upper part and the lower part or a component adjoining the lower part.
  • the leg tendon is defined as the connecting line between a point proximal to the joint axis on the upper part and a point distal to the joint axis on the lower part, eg hip pivot point and foot point.
  • the hip pivot point is determined by an orthopedic technician anyway and determines the segment length of the thigh or upper part, which is defined as the distance between the joint axis or knee axis and the hip pivot point.
  • the segment length of the lower part is defined by the distance between the knee axis and a foot point. ned.
  • the middle of the foot, the instantaneous center of a rolling movement, the end point of the plumb line of the lower leg at the sole level of the foot part, the prosthetic foot or on the floor can be defined as the foot point; other points close to the ground are also suitable for defining a foot point.
  • orthoses or exoskeletons do not require a foot part to support an existing natural foot, the distance from the floor to the joint axis can also be used.
  • the position and/or the length of the leg tendon provide reliable information about the orientation of the leg and the progress of the movement.
  • the leg tendon can be calculated or estimated using absolute angle sensors in conjunction with the known segment lengths, an absolute angle sensor and a knee angle sensor.
  • a positive hamstring angle is when the hamstring is tilted posteriorly in the sagittal plane. This is the case when, for example, the foot or the ankle joint axis is located in front of the knee or the knee joint axis as seen in the forward walking direction.
  • a negative hamstring angle is when the hamstring is tilted forward, such as when the knee joint and hip joint are in front of the knee joint axis.
  • the flexion resistance is also reduced if an extended knee joint is detected as an alternative or in addition.
  • the reduction in flexion resistance is maintained and reversed for only a timed range, wherein the increase in flexion resistance may be increased to the same or a different flexion resistance level.
  • the flexion resistance is increased in particular if no knee flexion is detected within the timed interval.
  • the flexion resistance is increased when the knee joint and/or the leg tendon is no longer in an approximately vertical position and/or the knee joint is no longer largely or completely relieved in the axial direction.
  • the flexion resistance is increased if at least one of the other criteria is met in order to raise the flexion resistance again.
  • the prosthesis or orthosis is relieved, for example when the body weight is shifted to the contralateral side, the flexion resistance is automatically reduced in order to be able to flex without flexion resistance and thus with a significantly reduced flexion resistance.
  • the foot or prosthetic foot can roll forward until the flexion in the knee joint reduces the effective length of the prosthesis or orthosis to such an extent that it can swing forward without ground contact.
  • the knee joint remains secured in the stance phase in the event of an axial load, giving the patient increased stability and greater confidence in the prosthesis or orthosis.
  • sufficient dynamics are provided within the knee joint, which enables a sufficiently comfortable initiation of a swing phase even in special situations.
  • a development of the invention provides that the flexion resistance is reduced when starting from a standing position, in particular only when starting from a standing position.
  • the standing situation can be recognized or detected, for example, by measuring the axial force over time. If there is a constant or almost constant axial force for a defined period of time, it can be assumed that the user of the prosthesis or orthosis is not moving but is standing. Usually, users of orthoses or prostheses stand with both legs standing with about half your body weight on the prosthesis or orthosis, possibly with a little less weight. This weight range can be specified as a limit value. If the measured axial force is within this limit value range over a certain time horizon, this can be regarded as a prerequisite for the procedure described above to be initiated.
  • the same can be done by monitoring a flexion angle. If the knee joint is not flexed for a certain period of time and is in an extended position, this alone or in conjunction with the axial force monitoring can serve as an indication that the user of the orthosis or prosthesis is standing upright. Standing can be distinguished from locomotion or walking and/or a gait cycle with one or more IMUs.
  • the flexion resistance can be reduced as a function of the decrease in the axial force.
  • a degressive reduction in the flexion resistance to a target value is advantageous.
  • With an initially slight reduction in the axial force there is a comparatively large reduction in the flexion resistance, so that, starting from locking by maximum hydraulic resistance with a comparatively small decrease in the axial force, flexion against a flexion resistance is fundamentally possible. With an increasing decrease in the axial force, the reduction will then be less pronounced.
  • Flexion resistance can be reduced to a level below stance phase damping, particularly to a level below stance phase damping when walking on a level surface.
  • a reduction in flexion resistance may occur as a function of axial force, leg chord angle, and/or base solid angle, any or all of which may be considered when calculating and determining how flexion resistance reduction is to occur.
  • smooth transitions and resistance changes can be set and initiated depending on changing parameters.
  • a variant of the invention provides that when the axial force decreases to a level below a limit value, for example to a level below 10% of the body weight and a determined leg chord angle outside of a defined angular range around the vertical, e.g. with a positive leg chord angle of more than 30° or with a negative leg tendon angle less than -10°, there is no reduction in flexion resistance. Such a situation can occur, for example, when walking backwards or when crossing an obstacle with a large forward step.
  • a complete reduction in flexion resistance can occur with a positive chord angle of up to 20°, with increased flexion resistance as the chord angle increases.
  • the flexion resistance can be completely reduced.
  • the flexion resistance on the other hand, can be increased with a smaller leg tendon angle.
  • a variant of the invention provides that when the axial force decreases to a level below a limit value, for example below 10% of the body weight of the user of the orthosis or prosthesis, and a determined angle of inclination of the lower part is within a defined angular range around the vertical , i.e. the so-called roll angle is in a defined area close to the vertical, there is no reduction in flexion resistance, especially if the positive roll angle is less than 15° and the negative roll angle is greater than -5°.
  • a limit value for example below 10% of the body weight of the user of the orthosis or prosthesis
  • a complete reduction in flexion resistance can occur at a positive base cant angle of 20° or more, with the flexion resistance being increased at a smaller cant angle.
  • the flexion resistance decreases completely from a negative angle of inclination of -10° and the flexion resistance is increased or not reduced at a larger negative angle of inclination, ie when the lower part is inclined in the direction of the vertical.
  • the flexion resistance can be increased when an extension movement takes place in the knee joint, which can be detected via a knee angle sensor. This can also be done by evaluating IMU data.
  • the flexion resistance is also increased when a gait cycle is detected, for example via recurring load patterns or movement patterns such as regular flexion angles in the knee joint or in the ankle joint. Likewise, the flexion resistance can be increased with an increase in the axial force. ok
  • Flexion resistance cannot be reduced if rearward base tilt is detected.
  • the method serves to make it easier to start running, walk backwards, climb over an obstacle and place a foot or an orthosis on the next lower stair nosing or stair step when walking down the stairs.
  • the reduction in flexion resistance which is intended to make it easier to start from a standing position, is not carried out to the same extent or is reduced. This not only makes the sequence of movements easier for the cases mentioned, but also ensures adequate safety for the user in these cases.
  • the method is used to control a prosthesis or orthosis of the lower extremity with an upper part and a lower part which is connected to the upper part via a knee joint and which is pivotably mounted about a joint axis relative to the upper part, with a adjustable resistance device is arranged, via which a flexion resistance is changed on the basis of sensor data, with an axial force acting on the lower part being detected by at least one sensor and used as the basis for a change in the flexion resistance, for starting from a standing position in which the resistance to flexion is reduced from an initial value with a decreasing axial force, particularly when the flexion angle does not exceed a limit value.
  • the limit value can be set to a value not greater than 10°.
  • the method is used in particular to adjust the flexion resistance when the user is not in a gait cycle and wants to perform a movement other than walking on a plane.
  • a reduction in damping or a decrease in resistance does not take place or is aborted if it is recognized that the user is changing into a gait cycle, a knee extension is taking place or the axial load in the direction of the joint axis increases again.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of a prosthetic leg
  • Figure 2 an illustration of leg tendons
  • Figure 3 a course of axial force, resistance and knee angle when walking down stairs
  • FIGS. 4 to 6 - flexion resistance curves over leg tendon angle and roll angle
  • Figure 7 an illustration of an orthosis.
  • Figure 1 shows a schematic representation of an artificial knee joint 1 in egg ner application on a prosthetic leg.
  • an appropriately 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 1 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 in the direction of walking or in front of the side 11 and a posterior side 12 that lies opposite the anterior side 11 .
  • a lower part 20 is pivotably mounted about a pivot axis 15 on the upper part 10 .
  • the base 20 also has an anterior side 21 or front side and a posterior side 22 or rear side.
  • 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 connected either as a rigid foot part 30 with an immovable foot joint or with a pivot axis 35 with the lower part in order to enable a movement sequence approximated to the natural movement sequence.
  • 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 .
  • the knee angle sensor 25 can be coupled to a moment sensor or have one in order to detect a knee moment about the joint axis 15 .
  • An inertial angle sensor or IMU 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 or an IMU 53 is also arranged on the lower part 20 in order to determine the spatial position of the lower part during use of the prosthetic leg.
  • an acceleration sensor and/or lateral force sensor 53 can be arranged on the lower part 20 or the foot part 30.
  • a force sensor or torque sensor 54 on the lower part 20 or foot part 30 can be used to determine an axial force FA acting on the lower part 20 or an ankle moment acting around the ankle joint axis 35 .
  • a resistance device 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 resistance device 40 can be designed as a passive damper, as a drive or as a so-called semi-active actuator, with which it is possible to store kinetic energy and at a later point in time to release it again in order to slow down or support movements.
  • the resistance device 40 can be designed as a linear or rotary resistance device.
  • the resistance device 40 is connected to a control device 60, for example wired or via a wireless connection, which in turn is coupled to at least one of the sensors 25, 51, 52, 53, 54.
  • the control device 60 electronically processes the signals transmitted by the sensors with processors, processing units or computers.
  • She has one electrical power supply and at least one storage unit in which programs and data are stored and in which a working memory is available for processing data.
  • an activation or deactivation command is output, with which the resistance device 40 is activated or deactivated.
  • an actuator in the resistance device 40 for example, a valve can be opened or closed or a magnetic field can be generated in order to change a damping behavior.
  • a prosthesis socket is fastened to the upper part 10 of the prosthetic knee joint 1 and serves to accommodate a thigh stump.
  • the prosthetic leg is connected to the hip joint 16 via the thigh stump, and 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 16 and the longitudinal extent of the upper part 10 and the connecting line between the hip joint 16 and the knee joint axis 15 is applied to the anterior side 11. If the thigh stump is raised and the hip joint 16 is flexed, the hip angle HA is reduced, for example when sitting down. Conversely, the hip angle HA increases with an extension, for example when standing up or similar movement sequences.
  • the foot portion 30 is first struck with the heel, the initial contact of the heel or a heel portion of the foot portion 30 is called a heel strike. Then there is a plantar flexion until the foot part 30 rests completely on the ground, as a rule, the longitudinal extent of the lower part 10 is behind the vertical, the steering axis 35 runs through the knuckle joint.
  • the body's center of gravity is then shifted forward, the lower part 20 pivots forward, the ankle angle AA decreases and the load on the front foot increases.
  • the ground reaction force vector travels forward from the heel to the forefoot.
  • the toes are released or the so-called toe-off, followed by the swing phase, in which the foot part 30 is shifted behind the center of gravity or the hip joint on the ipsilateral side when walking on a level surface, reducing the knee angle KA, and then after reaching a minimum knee angle KA, to be turned forward in order to then reach heel contact again with a knee joint 1 that is usually maximally stretched.
  • the force application point PF thus migrates from the heel to the forefoot during the stance phase and is shown schematically in FIG.
  • the leg tendons 70 of an ipsilateral, treated leg and a contralateral, untreated leg are defined.
  • the leg tendon goes through the hip pivot point 16 and forms a line to the ankle joint 35.
  • Height differences DH to be overcome can be estimated and predicted or determined via the course of the change in the length and/or orientation of the leg tendon 70 .
  • 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.
  • FIG. 3 shows the change in the flexion resistance Rf together with the course of the flexion angle Af and the course of the axial force FA.
  • the gait situation corresponds to starting with the prosthesis at the beginning of a flight of stairs, placing the prosthesis on the next lower step and knee flexion without reduced flexion resistance.
  • the knee joint At the beginning of the movement, at the left end of the flexion angle course, the knee joint is maximally extended, the knee angle KA is approximately 180°, the flexion angle ⁇ f is therefore 0 or approximately 0.
  • the prosthetic knee joint is subjected to a maximum axial force FA, and the prosthesis user wants this begin with the treated leg or ipsilateral leg and descend the stairs.
  • the axial force FA is first reduced, with a slight time delay, the flexion resistance Rf is also reduced, so that flexion is facilitated and the flexion angle Af can increase.
  • the flexion resistance Rf is reduced to approximately 25% of the initial value.
  • a complete omission of damping or flexion resistance Rf is not scheduled.
  • Even if the prosthetic knee joint is completely unloaded and the axial force FA is eliminated, there is no further reduction in the flexion resistance Rf.
  • the knee joint flexes, the flexion angle Af increases, so that the knee joint and the joint axis can be brought forward by flexing the aft joint.
  • the foot or the prosthetic foot swings over the edge of the step, causing an extension movement and thus a reversal of the course of the flexion angle Af.
  • the flexion resistance Rf is increased very quickly to the initial value and remains at the starting level.
  • the flexion resistance Rf remains at the high level, so that a safe stance phase damping after putting on the supplied foot legs is guaranteed.
  • the flexion resistance Rf is reduced again only after the axial force FA has dropped, i.e. when the prosthetic knee joint is relieved again for the purpose of walking on level ground or for further descent of stairs.
  • FIG. 4 shows the course of a change in the resistance Rf as a function of the axial force Af and the leg chord angle OLC.
  • a positive leg chord angle OLC of a leg chord is when the distal reference point or foot point is taken as the starting point and the hamstring 70 is canted in a posterior direction to the perpendicular or gravitational line G .
  • a schematic representation of the orientation is shown in the left part of FIG. The further the leg tendon 70 is tilted backwards, i.e. the aft joint 16 is in the sagittal plane behind the foot point or the ankle joint, the greater the positive angle of inclination of the leg tendon 70.
  • the resistance Rf is reduced to a maximum in an almost vertical orientation, in the exemplary embodiment shown to 25% of the initial resistance.
  • the flexion resistance Rf is reduced less until a limit value, which in the illustrated embodiment is set at a rearward inclination of 5°, no reduction in the flexion resistance Rf is carried out and the flexion resistance Rf is 100%.
  • FIG. 5 shows a further variant of the reduction in the flexion resistance Rf as a function of the axial load and the leg chord angle ai_c.
  • the flexion damping or the flexion resistance Rf is different than with a small relief as in Figure 4 adapted. If the leg tendon 70 is inclined backwards very far at an angle between 20° and 30°, for example when stepping over a obstacle, no or only a limited reduction in the flexion resistance Rf is carried out.
  • the increase takes place from a leg chord angle ⁇ LC of 20°, until then the resistance can be reduced to the target value with a reduction in axial force. There is no reduction from an angle of 30°.
  • a negative leg tendon orientation i.e. with a forward displacement of the leg tendon 70
  • a reduction to the target value in the illustrated embodiment to 40% of the maximum resistance, only takes place from 10°, with a greater forward inclination, a smaller reduction or no reduction at all is permitted , even if an axial load reduction occurs.
  • a negative leg chord angle C(LC is found, for example, when walking backwards.
  • FIG. 6 shows a further example of the dependency of the reduction in resistance on further sensor signals depending on the load condition.
  • the reduction in the axial force Af does not follow a level according to FIG. 4, but rather a level according to FIG. 5, so that the reduced axial force Af is no more than 10% of the body weight.
  • the axial force can be reduced to 0% or 5% of the body weight on the treated leg, for example.
  • FIG. 6 shows the roll angle as, which is measured between the lower part 2 and the vertical G, as a further criterion for reducing the flexion resistance.
  • the perpendicular G runs through the pivot axis 35 of the ankle joint between the foot part 30 and the bottom part 20 or through the pivot point at floor level when the foot part 30 is rigidly coupled to the bottom part 20 .
  • a displacement in the posterior direction is a positive roll angle as.
  • the negative roll angle is more than minus 10° to the vertical G, the flexion resistance Rf is completely reduced, here too to the level of 40% of the initial resistance.
  • the flexion resistance Rf With a smaller forward inclination, i.e. with a smaller negative roll angle as, the flexion resistance Rf remains larger and the reduction is therefore smaller. With a positive roll angle as, a full reduction to the target value of the flexion resistance Rf takes place from an angle of 20°, no reduction takes place up to an angle of 15°.
  • FIG. 7 shows a schematic representation of an exemplary embodiment of an orthosis with an upper part 10 and a lower part 20 mounted thereon so that it can pivot about a pivot axis 15, with which the method can also be carried out.
  • Characterized a ubenli Ches knee joint 1 is formed between the upper part 10 and the lower part 20, which is arranged laterally to a natural knee joint in the illustrated embodiment.
  • two upper parts and lower parts can also be arranged medial and lateral to a natural leg.
  • the lower part 20 has at its distal end a foot part 30 which is pivotable about an ankle joint axis 35 to the lower part 20 .
  • the foot part 30 has a footplate on which a foot or shoe can be placed.
  • Fastening devices for fixing to the lower leg or thigh are arranged both on the lower part 20 and on the upper part 30 .
  • Devices for fixing the foot on the foot part 30 can also be arranged on the foot part 30 .
  • the fastening devices can be in the form of buckles, straps, clasps or the like in order to be able to put the orthosis on the user's leg in a detachable manner and remove it again without destroying it.
  • the resistance device 40 is fastened to the upper part 10 and is supported on the lower part 20 and on the upper part 10 and provides an adjustable resistance to pivoting about the pivot axis 15 .
  • the sensors and the control device which were described above in connection with the exemplary embodiment of the prosthesis, are also present on the orthosis accordingly.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Steuerung einer Prothese oder Orthese der unteren Extremität mit einem Oberteil (10) und einem mit dem Oberteil (10) über ein Kniegelenk (1) verbundenes Unterteil (20), das um eine Gelenkachse (15) relativ zu dem Oberteil (10) verschwenkbar gelagert ist, wobei zwischen dem Oberteil (10) und dem Unterteil (20) eine verstellbare Widerstandseinrichtung (40) angeordnet ist, über die auf der Grundlage von Sensordaten ein Flexionswiderstand (Rf) verändert wird, wobei eine auf das Unterteil wirkende Axialkraft (FA) von zumindest einem Sensor (54) erfasst und als Grundlage für eine Veränderung des Flexionswiderstandes (Rf) verwendet wird, wobei bei abnehmender Axialkraft (FA) und/oder annähend senk- rechter Lage einer Beinsehne (70) und/oder eines extendierten Kniegelenkes (1) der Flexionswiderstand (Rf) reduziert wird, wobei der Flexionswiderstand (Rf) wieder angehoben wird, wenn innerhalb eines zeitlich festgelegten Intervalls keine Knieflexion detektiert wird und/oder das Kniegelenk (1) und/oder die Beinsehne (70) und/oder die Axialkraft (FA) bestimmte Grenzwerte unterschreiten oder überschreiten.

Description

Verfahren zur Steuerung einer Prothese oder Orthese
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Steuerung einer Prothese oder Orthese der unteren Extremität mit einem Oberteil und einem mit dem Oberteil über ein Kniege lenk verbundenes Unterteil, das um eine Gelenkachse relativ zu dem Oberteil ver- schwenkbar gelagert ist, wobei zwischen dem Oberteil und dem Unterteil eine ver stellbare Widerstandseinrichtung angeordnet ist, über die auf der Grundlage von Sensordaten ein Flexionswiderstand verändert wird, wobei eine auf das Unterteil wir kende Axialkraft von zumindest einem Sensor erfasst und als Grundlage für eine Veränderung des Flexionswiderstandes verwendet wird.
Künstliche Kniegelenke werden in Prothesen und Orthesen sowie in Exoskeletten als Sonderfall von Orthesen verwendet. Ein künstliches Kniegelenk weist ein Oberteil und ein Unterteil auf, die relativ zueinander verschwenkbar um eine Gelenkachse, die Knieachse, gelagert sind. Im einfachsten Fall ist das Kniegelenk als ein Einachs- kniegelenk ausgebildet, bei dem beispielsweise ein Bolzen oder zwei auf einer Schwenkachse angeordnete Lagerstellen eine einzelne Knieachse bilden. Ebenfalls sind künstliche Kniegelenke bekannt, die keine festgelegte Drehachse zwischen Oberteil und Unterteil ausbilden, sondern entweder abgleitende oder abrollende Oberflächen oder eine Vielzahl von gelenkig miteinander verbundenen Lenkern auf weisen. Um die Bewegungseigenschaften der Kniegelenke beeinflussen zu können und ein an das natürliche Gangverhalten angenähertes Bewegungsverhalten der Or these oder Prothese bzw. dem Exoskelett zu erhalten, sind zwischen dem Oberteil und dem Unterteil Widerstandseinrichtungen vorgesehen, über die der jeweilige Wi derstand verändert werden kann. Rein passive Widerstandseinrichtungen sind pas sive Dämpfer, beispielsweise Hydraulikdämpfer, Pneumatikdämpfer oder Dämpfer, die auf Grundlage magnetorheologischer Effekte den Bewegungswiderstand verän dern. Ebenfalls existieren aktive Widerstandseinrichtungen, beispielsweise Motoren oder andere Antriebe, die über eine entsprechende Verschaltung als Generator oder Energiespeicher betreibbar sind.
Die jeweiligen Kniegelenke, also die Prothesengelenke oder Orthesenkniegelenke, werden mit jeweiligen Anschlussmitteln an den Patienten festgelegt. Bei Prothesen kniegelenken erfolgt die Festlegung in der Regel über einen Oberschenkelschaft, der einen Gliedmaßenstumpf aufnimmt. Alternative Festlegungsarten sind ebenfalls möglich, beispielsweise durch osseointegrierte Anschlussmittel oder über Gurte und andere Einrichtungen. Bei Orthesen und Exoskeletten werden das Oberteil und Un terteil unmittelbar an dem Oberschenkel und dem Unterschenkel festgelegt. Die da für vorgesehenen Befestigungseinrichtungen sind beispielsweise Gurte, Manschet ten, Schalen oder Rahmenkonstruktionen. Orthesen können auch Fußteile zum Auf setzen von eines Fußes oder Schuhes aufweisen. Die Fußteile können gelenkig an dem Unterteil gelagert sein.
Die DE 102013 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 Umwandlungseinrich tung angeordnet ist, über die während einer Verschwenkung des Oberteils relativ zu dem Unterteil mechanische Arbeit aus der Relativbewegung umgewandelt und zu mindest einem Energiespeicher gespeichert wird. Die gespeicherte Energie wird der Gelenkeinrichtung zeitversetzt wieder zugeführt, um im Verlauf der Bewegung die Verschwenkung von Oberteil und Unterteil zu unterstützen. Die Unterstützung der Relativbewegung erfolgt kontrolliert. Zusätzlich zu der Umwandlungseinrichtung kann ein separater Dämpfer in Gestalt eines Flydraulikdämpfers oder Pneumatikdämpfers vorgesehen sein, der verstellbar ausgebildet ist, sodass über die Dämpfereinrichtung der Widerstand während des Gehens sowohl in Flexionsrichtung als auch in Extensi onsrichtung beeinflusst werden kann.
Ein künstliches Kniegelenk weist in der konstruktiv maximal erreichbaren Streckung einen Kniewinkel von 180° auf, eine Hyperextension, was einem Winkel auf der posterioren Seite von mehr als 180° entspricht, ist in der Regel nicht vorgesehen. Das Verschwenken des Unterteils gegenüber dem Oberteil nach posterior wird als Knie-Flexion bezeichnet, ein Verschwenken nach anterior oder nach vorn in die Rich tung als Extension.
Aus der DE 10 2006 021 802 A1 ist eine Steuerung eines passiven Prothesenkniege lenkes mit einer verstellbaren Dämpfung des Flexionswiderstandes bekannt. Die An passung erfolgt an das Treppaufgehen, wobei ein momentenarmes Anheben des Prothesenfußes detektiert und die Flexionsdämpfung in der Anhebephase auf unter halb eines Niveaus, das für das Gehen in der Ebene geeignet ist, abgesenkt wird.
Die Flexionsdämpfung kann in Abhängigkeit von der Veränderung des Kniewinkels und in Abhängigkeit von der auf dem Unterschenkel wirkenden Axialkraft angehoben werden.
Für das alternierende Gehen in der Ebene gibt es darüber hinaus Steuerungsverfah ren, die eine Anpassung des Flexionswiderstandes in Abhängigkeit von der jeweili gen Gehsituation ermöglichen. Problematisch sind Sondersituationen, die ein Ein beugen des Kniegelenkes notwendig machen, beispielsweise das Losgehen aus dem Stand, insbesondere mit der Prothese oder Orthese voran.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein Verfahren bereitzustellen, mit dem künstliche Kniegelenke für einen Nutzer komfortabler benutzt werden kann.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Hauptanspruches gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Er findung sind in den Unteransprüchen, der Beschreibung sowie den Figuren offenbart.
Das Verfahren zur Steuerung einer Prothese oder Orthese der unteren Extremität mit einem Oberteil und einem mit dem Oberteil über ein Kniegelenk verbundenes Unter teil, das um eine Gelenkachse relativ zu dem Oberteil verschwenkbar gelagert ist, wobei zwischen dem Oberteil und dem Unterteil eine verstellbare Widerstandsein richtung angeordnet ist, über die auf der Grundlage von Sensordaten ein Flexionswi- derstand verändert wird, wobei eine auf das Unterteil wirkende Axialkraft von zumin dest einem Sensor erfasst und als Grundlage für eine Veränderung des Flexionswi derstandes verwendet wird, sieht vor, dass bei abnehmender Axialkraft und/oder an nähend senkrechter Lage einer Beinsehne und/oder eines extendierten Kniegelen kes der Flexionswiderstand reduziert wird, wobei der Flexionswiderstand wieder an gehoben wird, wenn innerhalb eines zeitlich festgelegten Intervalls keine Knieflexion detektiert wird und/oder das Kniegelenk und/oder die Beinsehne und/oder die Axial kraft bestimmte Grenzwerte überschreiten. Die oben genannten Bedingungen sind z.B. dann nicht mehr erfüllt, wenn das Kniegelenk in Axialrichtung weitgehend oder vollständig entlastet wird. Die Axialkraft wird beispielsweise durch einen Axialkrafts ensor erfasst, der an der Prothese oder Orthese, insbesondere an dem Unterteil eine an dem Unterteil befestigten Komponente angeordnet ist. Wird eine Vorwärtsrotation der Gelenkachse detektiert, was beispielsweise während einer Abrollbewegung über den Fuß oder durch eine Beugung des Unterschenkels um eine Knöchelgelenkachse erfolgen kann, wird der Flexionswiderstand reduziert. Die Vorwärtsrotation der Ge lenkachse und damit auch des gesamten Kniegelenkes bedeutete, dass die Gelenk achse und damit auch ein proximales Ende des Unterteils um einen distalen Dreh punkt verschwenkt, wobei der distale Drehpunkt entweder eine Gelenkachse an ei nem Knöchelgelenk oder ein wandernder Punkt an dem Fußsohlenbereich sein kann. Ebenfalls wird der Flexionswiderstand reduziert, wenn alternativ oder ergän zend eine senkrechte Lage einer Beinsehne detektiert wird. Die Beinsehne ist insbe sondere definiert als eine Verbindungslinie zwischen zwei definierten Punkten an dem Oberteil und dem Unterteil bzw. einem sich an dem Unterteil anschließenden Bauteil. Eine bevorzugte Ausgestaltung sieht vor, dass als Beinsehne die Verbin dungslinie zwischen einem proximal zu der Gelenkachse an dem Oberteil und einem distal zu der Gelenkachse an dem Unterteil beabstandeten Punkt, z.B. Hüftdrehpunkt und Fußpunkt, definiert wird. Der Hüftdrehpunkt wird bei Benutzung eines Prothesen kniegelenkes ohnehin von einem Orthopädietechniker ermittelt und legt die Segment länge des Oberschenkels oder Oberteils fest, die als Abstand zwischen der Gelenk achse oder Knieachse und dem Hüftdrehpunkt definiert ist. Die Segmentlänge des Unterteils wird über den Abstand zwischen der Knieachse und einem Fußpunkt defi- niert. Als Fußpunkt kann beispielsweise die Fußmitte, der Momentanpol einer Abroll bewegung, der Endpunkt der Lotlinie des Unterschenkels auf dem Sohlenniveau des Fußteils, des Prothesenfußes oder auf dem Boden definiert werden, andere boden nahe Punkte sind ebenfalls geeignet, um einen Fußpunkt zu definieren. Da bei Or- thesen oder Exoskeletten ein Fußteil zur Auflage eines noch vorhandenen natürli chen Fußes nicht notwendig ist, kann auch der Abstand von dem Boden zur Gelenk achse verwendet werden. Die Lage und/oder die Länge bei Beinsehne liefern zuver lässig Informationen über die Orientierung des Beines und den Bewegungsfortschritt. Die Beinsehne kann über Absolutwinkelsensoren in Verbindung mit den bekannten Segmentlängen, einem Absolutwinkelsensor und einem Kniewinkelsensor errechnet oder abgeschätzt werden. Ein positiver Beinsehnenwinkel liegt dann vor, wenn die Beinsehne in der Sagittalebene in posteriorer Richtung verkippt ist. Dies ist dann der Fall, wenn sich beispielsweise der Fuß oder die Knöchelgelenksachse in Vorwärts gehrichtung gesehen vor dem Knie oder der Kniegelenksachse befindet. Ein negati ver Beinsehnenwinkel liegt vor, wenn die Beinsehne nach vorn gekippt ist, wenn sich beispielsweise das Kniegelenk und das Hüftgelenk vor der Kniegelenksachse befin den. Bei einem positiven Beinsehnenwinkel wird eine zunehmende Entfernung der Beinsehne zu der Senkrechten positiv als Zunahme oder Vergrößerung gezählt. . Bei einem negativen Beinsehnenwinkel wird eine zunehmende Entfernung der Bein sehne zu der Senkrechten negativ als Abnahme oder Verkleinerung gezählt.
Ebenfalls wird der Flexionswiderstand reduziert, wenn alternativ oder ergänzend ein extendiertes Kniegelenk detektiert wird. Die Verringerung des Flexionswiderstandes wird nur für einen zeitlich festgelegten Bereich aufrechterhalten und wieder rückgän gig gemacht, wobei die Anhebung des Flexionswiderstandes auf das gleiche Flexi onswiderstandsniveau oder ein davon abweichendes Flexionswiderstandsniveau an gehoben werden kann. Eine Anhebung des Flexionswiderstandes erfolgt insbeson dere dann, wenn innerhalb des zeitlich festgelegten Intervalls keine Knieflexion de tektiert wird. Alternativ oder ergänzend wird der Flexionswiderstand angehoben, wenn das Knie gelenk und/oder die Beinsehne sich nicht mehr in annähernd senkrechter Lage befin den und/oder das Kniegelenk in Axialrichtung nicht mehr weitgehend oder vollständig entlastet wird. Auch bei einer vollständigen Entlastung des Kniegelenkes, wenn keine Bodenreaktionskraft mehr in Längserstreckung des Unterteils in Richtung auf die Ge lenkachse wirkt, wird der Flexionswiderstand angehoben, wenn zumindest eines der anderen Kriterien erfüllt ist, um den Flexionswiderstand wieder anzuheben. Mit dem Verfahren ist es möglich, beispielsweise für das Losgehen aus dem Stand ein er leichtertes Einbeugen des Kniegelenkes zu erreichen. Bei Entlastung der Prothese oder Orthese, beispielsweise wenn das Körpergewicht auf die kontralaterale Seite verlagert wird, wird der Flexionswiderstand automatisch reduziert, um eine Flexion ohne Flexionswiderstand und damit einem deutlich verringerten Flexionswiderstand durchzuführen zu können. Damit ist es möglich, das Kniegelenk trotz Bodenkontakt leicht nach vorne bringen zu können, ohne dass die Orthese oder Prothese durch eine Ausgleichsbewegung in der Hüfte und dem Becken komplett vom Boden abge hoben werden muss. Der Fuß oder Prothesenfuß kann nach vorne abrollen, solange bis durch die Flexion im Kniegelenk die effektive Länge der Prothese oder Orthese soweit verringert wird, dass ein Durchschwingen ohne Bodenkontakt nach vorne er möglicht werden kann. Durch das Verfahren bleibt in der Standphase bei einer Axial last das Kniegelenk gesichert, wodurch der Patient eine erhöhte Stabilität und ein großes Vertrauen in die Prothese oder Orthese erhält. Gleichzeitig wird eine ausrei chende Dynamik innerhalb des Kniegelenkes bereitgestellt, die auch bei Sondersitu ationen eine hinreichend angenehme Einleitung einer Schwungphase ermöglicht.
Eine Weiterbildung der Erfindung sieht vor, dass der Flexionswiderstand beim Losge hen aus dem Stand reduziert wird, insbesondere nur beim Losgehen aus dem Stand reduziert wird. Die Situation des Stehens kann beispielsweise über die zeitliche Er fassung der Axialkraft erkannt oder detektiert werden. Besteht für einen definierten Zeitraum eine gleichbleibende oder annähernd gleichbleibende Axialkraft, kann da von ausgegangen werden, dass der Nutzer der Prothese oder Orthese sich nicht fort bewegt, sondern steht. Üblicherweise stehen Nutzer von Orthesen oder Prothesen bei einem beidbeinigen Stand mit ungefähr dem halben Körpergewicht auf der Pro these oder Orthese, gegebenenfalls mit etwas weniger Gewicht. Dieser Gewichtsbe reich kann als Grenzwert vorgegeben werden. Befindet sich die gemessene Axial kraft über einen bestimmten Zeithorizont in diesem Grenzwertbereich, kann dies als eine Voraussetzung angesehen werden, dass das oben beschriebene Verfahren ein geleitet wird. Entsprechendes kann mit der Überwachung eines Flexionswinkels er folgen. Wird das Kniegelenk für einen bestimmten Zeitraum nicht flektiert und befin det sich in einer extendierten Stellung, kann dies alleine oder in Verbindung mit der Axialkraftüberwachung als Merkmal dafür dienen, dass der Nutzer der Orthese oder Prothese gerade steht. Das Stehen kann von einer Fortbewegung oder dem Gehen und/oder einem Gangzyklus mit einer oder mehrerer IMU unterschieden werden.
Der Flexionswiderstand kann in Abhängigkeit von der Abnahme der Axialkraft ange passt reduziert werden, insbesondere ist eine degressive Verringerung des Flexions widerstandes auf einen Zielwert hin vorteilhaft. Bei einer zunächst geringfügigen Ver ringerung der Axialkraft findet eine vergleichsweise hohe Verringerung des Flexions widerstandes statt, sodass ausgehend von beispielsweise einer Verriegelung durch einen maximalen hydraulischen Widerstand bei einer vergleichsweise geringen Ab nahme der Axialkraft eine Einbeugung gegen einen Flexionswiderstand grundsätzlich möglich ist. Bei zunehmender Abnahme der Axialkraft wird dann die Verringerung weniger stark erfolgen.
Der Flexionswiderstand kann bis auf ein Niveau unterhalb einer Standphasendämp fung reduziert werden, insbesondere auf das Niveau unterhalb einer Standphasen dämpfung beim Gehen in der Ebene.
Eine Reduzierung des Flexionswiderstandes kann in Abhängigkeit von der Axialkraft, dem Beinsehnenwinkel und/oder des Raumwinkels des Unterteils erfolgen, wobei mehrere oder alle Kenngrößen bei der Berechnung und Feststellung, wie die Verrin gerung des Flexionswiderstandes erfolgen soll, berücksichtigt werden können. Ne ben einer reinen Umschaltung des Flexionswiderstandes bei Erreichen bzw. Über- schreiten oder Unterschreiten von festgelegten Grenzwerten, können gleitende Über gänge und Widerstandsveränderungen in Abhängigkeit von sich verändernden Kenn größen eingestellt und veranlasst werden.
Bei einer Abnahme der Axialkraft, ausgehend von einem Startwert, beispielsweise ei ner Axialbelastung während des entspannten Stehens auf beiden Beinen, auf ein Ni veau oberhalb eines Grenzwertes, beispielsweise auf oberhalb 10% des Körperge wichtes, und einem ermittelten Beinsehnenwinkel oberhalb eines Grenzwertes, ins besondere oberhalb von 5°, findet in einer Weiterbildung der Erfindung keine Verrin gerung des Flexionswiderstandes statt. Wenn sich die Beinsehne nach hinten verla gert, z.B. um einen Winkel von 5° oder mehr nach hinten oder posterior verschwenkt, findet keine Verringerung des Flexionswiderstandes statt, sofern eine ausreichend große Verringerung der Axialkraft stattgefunden hat. Die Hüfte oder das Flüftgelenk verlagert sich dabei hinter den Fuß oder den distalen Referenzpunkt zur Bestimmung der Beinsehne. Bei einer ausreichend großen Abnahme der Axialkraft und einer ent sprechenden Rückwärtsrotation der Beinsehne kann daraus geschlossen werden, dass ein Patient sich hinsetzen will, wozu ein erhöhter Flexionswiderstand vorteilhaft ist, um eine erhöhte Sicherheit gegen ein Kollabieren des Kniegelenkes bereitzustel len. Wird eine verringerte Rotation der Beinsehne in rückwärtige Richtung detektiert, wird der Flexionswiderstand angepasst verringert, bei nicht vorhandener Rückwärts rotation der Beinsehne ist eine volle Reduktion des Flexionswiderstandes möglich.
Eine Variante der Erfindung sieht vor, dass bei einer Abnahme der Axialkraft auf ein Niveau unterhalb eines Grenzwertes, beispielsweise auf ein Niveau unterhalb von 10% des Körpergewichtes und einem ermittelten Beinsehnenwinkel außerhalb eines definierten Winkelbereiches um die Senkrechte herum, z.B. bei einem positiven Bein sehnenwinkel von mehr als 30° oder bei einem negativen Beinsehnenwinkel kleiner als -10°, keine Verringerung des Flexionswiderstandes stattfindet. Eine solche Situa tion kann beispielsweise beim Rückwärtsgehen oder bei einem Übersteigen eines Flindernisses mit einem großen Vorwärtsschritt auftreten. Eine vollständige Verringerung des Flexionswiderstandes kann bei einem positiven Beinsehnenwinkel von bis zu 20° erfolgen, wobei der Flexionswiderstand bei einem größeren Beinsehnenwinkel vergrößert wird. Alternativ kann ab einem negativen Beinsehnenwinkel von weniger als -10° eine vollständige Verringerung des Flexions widerstandes erfolgen. Der Flexionswiderstand kann bei einem kleineren Beinseh nenwinkel hingegen vergrößert werden.
Eine Variante der Erfindung sieht vor, dass bei einer Abnahme der Axialkraft auf ein Niveau unterhalb eines Grenzwertes, beispielsweise unterhalb von 10% des Körper gewichtes des Nutzers der Orthese oder Prothese, und einem ermittelten Neigungs winkel des Unterteils innerhalb eines definierten Winkelbereiches um die Senkrechte herum, also der sogenannte Rollwinkel zu in einem definierten Bereich in der Nähe der Senkrechten befindet, keine Verringerung des Flexionswiderstandes stattfindet, insbesondere wenn der positive Rollwinkel kleiner als 15° und der negative Rollwin kel größer als -5° ist.
Eine vollständige Verringerung des Flexionswiderstandes kann bei einem positiven Neigungswinkel des Unterteils von 20° oder mehr erfolgen, wobei der Flexionswider stand bei einem kleineren Neigungswinkel vergrößert wird. Alternativ ist vorgesehen, dass ab einem negativen Neigungswinkel von -10° eine vollständige Verringerung des Flexionswiderstandes erfolgt und der Flexionswiderstand bei einem größeren ne gativen Neigungswinkel, also wenn das Unterteil in Richtung auf die Senkrechte ge neigt wird, vergrößert bzw. nicht verringert wird.
Der Flexionswiderstand kann erhöht werden, wenn eine Extensionsbewegung in dem Kniegelenk stattfindet, was über einen Kniewinkelsensor detektiert werden kann. Ebenso kann dies über die Auswertung von IMU-Daten erfolgen. Ebenfalls wird der Flexionswiderstand erhöht, wenn ein Gangzyklus detektiert wird, beispielsweise über wiederkehrende Belastungsmuster oder Bewegungsmuster wie regelmäßige Flexi onswinkel im Kniegelenk oder im Knöchelgelenk. Ebenso kann bei einer Zunahme der Axialkraft der Flexionswiderstand erhöht werden. io
Der Flexionswiderstand kann nicht verringert werden, wenn eine Rückwärtsneigung des Unterteils erkannt wird. Insbesondere dient das Verfahren dazu, das Flinsetzen, das Rückwärtsgehen, das Übersteigen eines Hindernisses sowie das Platzieren ei nes Fußes oder einer Orthese auf einer nächst tieferen Treppenkante oder Treppen stufe beim Treppenabwärtsgehen zu erleichtern. Dabei wird in den genannten Fällen die Reduktion des Flexionswiderstandes, die das Losgehen aus dem Stand erleich tern soll, nicht oder nicht im gleichen Umfang durchgeführt oder aber zurückgenom men. Dadurch wird der Bewegungsablauf für die genannten Fälle nicht nur erleich tert, sondern auch eine ausreichende Sicherheit für den Anwender in diesen Fällen sichergestellt.
Insbesondere dient das Verfahren zur Steuerung einer Prothese oder Orthese der unteren Extremität mit einem Oberteil und einem mit dem Oberteil über ein Kniege lenk verbundenes Unterteil, das um eine Gelenkachse relativ zu dem Oberteil ver- schwenkbar gelagert ist, wobei zwischen dem Oberteil und dem Unterteil eine ver stellbare Widerstandseinrichtung angeordnet ist, über die auf der Grundlage von Sensordaten ein Flexionswiderstand verändert wird, wobei eine auf das Unterteil wir kende Axialkraft von zumindest einem Sensor erfasst und als Grundlage für eine Veränderung des Flexionswiderstandes verwendet wird, für das Losgehen aus dem Stand, bei dem der Flexionswiderstand von einem Ausgangswert bei einer abneh menden Axialkraft verringert wird, insbesondere wenn der Flexionswinkel einen Grenzwert nicht überschreitet. Der Grenzwert kann insbesondere auf einen Wert nicht größer als 10° festgelegt sein. Das Verfahren dient insbesondere dazu, den Flexionswiderstand einzustellen, wenn sich der Anwender nicht in einem Gangzyklus befindet und eine von dem Gehen in der Ebene abweichende Bewegung ausführen will. Eine Dämpfungsreduktion oder eine Verringerung des Widerstandes erfolgt nicht oder wird abgebrochen, wenn erkannt wird, dass der Anwender in einen Gangzyklus wechselt, eine Kniestreckung stattfindet oder die Axiallast in Richtung auf die Ge lenksachse wieder zunimmt.
Nachfolgend wird ein Ausführungsbeispiel der Erfindung anhand der beigefügten Fi guren näher erläutert. Es zeigen: Figur 1 - eine schematische Darstellung eines Prothesenbeines;
Figur 2 - eine Darstellung von Beinsehnen;
Figur 3 - ein Verlauf von Axialkraft, Widerstand und Kniewinkel beim Treppe ab wärts Gehen;
Figuren 4 bis 6 - Flexionswiderstandsverläufe über Beinsehnenwinkel und Roll winkel; sowie
Figur 7 - eine Darstellung einer Orthese.
Figur 1 zeigt eine schematische Darstellung eines künstlichen Kniegelenkes 1 in ei ner Anwendung an einem Prothesenbein. Alternativ zu einer Anwendung an einem Prothesenbein kann ein entsprechend ausgestaltetes künstliches Kniegelenk 1 auch in einer Orthese oder einem Exoskelett eingesetzt werden. Statt eines Ersatzes ei nes natürlichen Gelenkes wird dann das jeweilige künstliche Kniegelenk 1 medial und/oder lateral an dem natürlichen Gelenk angeordnet. Im dargestellten Ausfüh rungsbeispiel ist das künstliche Kniegelenk 1 in Gestalt eines Prothesenkniegelenkes mit einem Oberteil 10 mit einer anterioren oder in Gehrichtung gelegenen oder vor deren Seite 11 und einer posterioren Seite 12, die der anterioren Seite 11 gegen überliegt, 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 oder hintere Seite auf. In dem dargestell ten Ausführungsbeispiel ist das Kniegelenk 1 als ein monozentrisches Kniegelenk ausgebildet, grundsätzlich ist es auch möglich, ein polyzentrisches Kniegelenk ent sprechend zu steuern. An dem distalen Ende des Unterteils 20 ist ein Fußteil 30 an geordnet, das entweder als ein starres Fußteil 30 mit einem unbeweglichen Fußge lenk oder aber mit einer Schwenkachse 35 mit dem Unterteil verbunden sein kann, um einen an den natürlichen Bewegungsablauf angenäherten Bewegungsablauf 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. Der Kniewinkelsensor 25 kann mit einem Momentensensor gekoppelt sein oder einen solchen aufweisen, um eine Kniemoment um die Gelenk achse 15 zu erfassen. An dem Oberteil 10 ist ein Inertialwinkelsensor oder eine IMU 51 angeordnet, der die Raumlage des Oberteils 10 misst, beispielsweise im Verhält nis zu einer konstanten Kraftrichtung, beispielsweise der Gravitationskraft G, die ver tikal nach unten zeigt. An dem Unterteil 20 ist ebenfalls ein Inertialwinkelsensor oder eine IMU 53 angeordnet, um die Raumlage des Unterteils während der Benutzung des Prothesenbeines zu ermitteln.
Zusätzlich zu dem Inertialwinkelsensor 53 kann an dem Unterteil 20 oder dem Fuß teil 30 ein Beschleunigungssensor und/oder Querkraftsensor 53 angeordnet sein. Über einen Kraftsensor oder Momentensensor 54 an dem Unterteil 20 oder Fußteil 30 kann eine auf das Unterteil 20 wirkende Axialkraft FA oder ein um die Knöchelge lenksachse 35 wirkendes Knöchelmoment ermittelt werden.
Zwischen dem Oberteil 10 und dem Unterteil 20 ist eine Widerstandseinrichtung 40 angeordnet, um eine Verschwenkbewegung des Unterteils 20 relativ zu dem Oberteil 10 zu beeinflussen. Die Widerstandseinrichtung 40 kann als passiver Dämpfer, als Antrieb oder als ein sogenannter semiaktiver Aktuator ausgebildet sein, mit dem es möglich ist, Bewegungsenergie zu speichern und zu einem späteren Zeitpunkt ge zielt wieder abzugeben, um Bewegungen abzubremsen oder zu unterstützen. Die Widerstandseinrichtung 40 kann als lineare oder rotatorische Widerstandseinrichtung ausgebildet sein. Die Widerstandseinrichtung 40 ist mit einer 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 oder Computern. Sie weist eine elektrische Energieversorgung sowie zumindest eine Speichereinheit auf, in der Pro gramme und Daten gespeichert sind und in der ein Arbeitsspeicher zur Verarbeitung von Daten bereit steht. Nach der Verarbeitung der Sensordaten erfolgt die Ausgabe eines Aktivierungs- oder Deaktivierungsbefehles, mit dem die Widerstandseinrich tung 40 aktiviert oder deaktiviert wird. Durch Aktivieren eines Aktuators in der Wider standseinrichtung 40 kann beispielsweise ein Ventil geöffnet oder geschlossen oder ein Magnetfeld erzeugt werden, um ein Dämpfungsverhalten zu verändern.
An dem Oberteil 10 des Prothesenkniegelenkes 1 ist ein Prothesenschaft befestigt, der zur Aufnahme eines Oberschenkelstumpfes dient. Über den Oberschenkelstumpf ist das Prothesenbein mit dem Hüftgelenk 16 verbunden, auf der anterioren Seite des Oberteils 10 wird ein Hüftwinkel HA gemessen, der zwischen einer vertikalen Li nie durch das Hüftgelenk 16 und der Längserstreckung des Oberteils 10 und der Ver bindungslinie zwischen dem Hüftgelenk 16 und der Kniegelenksachse 15 auf der an terioren Seite 11 angetragen ist. Wird der Oberschenkelstumpf angehoben und das Hüftgelenk 16 flektiert, verringert sich der Hüftwinkel HA, beispielsweise beim Hinset zen. Umgekehrt vergrößert sich der Hüftwinkel HA bei einer Extension, beispiels weise 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 Fersenteils des Fußteils 30 wird Heel Strike genannt. Anschließend erfolgt eine Plantarflexion, 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 Knöchelge lenksachse 35 verläuft. Während des Gehens in der Ebene wird dann der Körper schwerpunkt nach vorne verlagert, das Unterteil 20 verschwenkt nach vorne, der Knöchelwinkel AA verkleinert sich und es findet eine zunehmende Belastung des Vorderfußes statt. Der Bodenreaktionskraftvektor wandert von der Ferse nach vorne bis zum Vorderfuß. Zum Ende der Standphase erfolgt eine Zehenablösung 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 gedreht zu werden, um dann mit einem in der Regel maximal gestreckten Kniegelenk 1 wieder den Fersen kontakt zu erreichen. Der Krafteinleitungspunkt PF wandert somit während der Standphase von der Ferse bis zum Vorderfuß und ist in der Figur 1 schematisch dar gestellt.
In der Figur 2 ist eine Definition der Beinsehnen 70 eines ipsilateralen, versorg ten Beines und eine kontralateralen, unversorgten Beines vorgenommen. Die Beinsehne geht durch den Hüftdrehpunkt 16 und bildet eine Linie zu dem Knö chelgelenk 35. Wie der Figur 2 zu entnehmen ist, verändert sich die Länge der Beinsehne und die Orientierung fi_ der Beinsehnen 70 bei der Bewegung, insbe sondere auch bei unterschiedlichen Steigungen. Über den Verlauf der Änderung der Länge und/oder Orientierung der Beinsehne 70 können zu überwindenden Höhendifferenzen DH abgeschätzt und vorausgesagt oder ermittelt werden. Dar aus werden dann die jeweiligen Steuerbefehle abgeleitet. Die jeweilige Orientie rung der ipsilateralen Beinsehne cpu relativ zu der Gravitationsrichtung G und der kontralateralen Beinsehne cpu< ist jeweils eingetragen.
In der Figur 3 ist die Veränderung des Flexionswiderstandes Rf zusammen mit dem Verlauf des Flexionswinkels Af und dem Axialkraftverlauf FA dargestellt. Die Gangsi tuation entspricht dem Losgehen mit der Prothesenseite am Beginn einer Treppe, mit dem Aufsetzen der Prothese auf der nächsttieferen Treppenstufe und einer Kniefle xion ohne reduzierten Flexionswiderstand. Zu Beginn der Bewegung, am linken Ende des Flexionswinkelverlaufes, ist das Kniegelenk maximal extendiert, der Kniewinkel KA beträgt ungefähr 180°, der Flexionswinkel Af ist somit 0 oder angenähert 0. Das Prothesenkniegelenk ist mit einer Axialkraft FA maximal belastet, und der Prothesen nutzer möchte mit dem versorgten Bein oder dem ipsilateralen Bein beginnen und die Treppe abwärts gehen. Dazu wird die Axialkraft FA zunächst verringert, mit einer geringen zeitlichen Verzögerung wird auch der Flexionswiderstand Rf reduziert, so- dass eine erleichterte Einbeugung und eine Zunahme des Flexionswinkels Af erfol gen können. Der Flexionswiderstand Rf wird auf ungefähr 25% des Anfangswertes reduziert. Ein vollständiger Wegfall der Dämpfung oder des Flexionswiderstandes Rf ist nicht vorgesehen. Auch bei einer vollständigen Entlastung des Prothesenkniege lenkes, bei einem Wegfall der Axialkraft FA, findet keine weitere Verringerung des Flexionswiderstandes Rf statt. Das Kniegelenk beugt ein, der Flexionswinkel Af ver größert sich, sodass das Kniegelenk und die Gelenkachse durch eine Flexion des Flüftgelenks nach vorne gebracht werden können. Der Fuß oder der Prothesenfuß schwenkt über die Treppenkante hinweg, sodass es zu einer Extensionsbewegung und damit zu einer Bewegungsumkehr des Verlaufes des Flexionswinkels Af kommt. Nach Erreichen eines Flexionswinkelmaximums und einer Bewegungsumkehr wird der Flexionswiderstand Rf sehr schnell wieder auf den Ausgangswert erhöht und bleibt auf dem Startniveau.
In einerweiteren Folge der Bewegung, bis zum Kontakt des Prothesenfußes mit der nächsttieferen Treppenstufe, was an einer starken Erhöhung der Axialkraft FA er kannt werden kann, bleibt der Flexionswiderstand Rf weiterhin auf dem hohen Ni veau, sodass eine sichere Standphasendämpfung nach dem Aufsetzen des versorg ten Beines gewährleistet ist. Erst nach Abfall der Axialkraft FA, also bei einer erneu ten Entlastung des Prothesenkniegelenkes zum Zwecke des Gehens in der Ebene oder zum weiteren Treppenabsteigen, wird der Flexionswiderstand Rf wieder verrin gert.
In der Figur 4 ist der Verlauf einer Veränderung des Widerstandes Rf in Abhängigkeit von der Axialkraft Af und dem Beinsehnenwinkel ÖLC dargestellt. Ein positiver Bein sehnenwinkel OLC einer Beinsehne liegt vor, wenn der distale Referenzpunkt oder Fußpunkt als Ausgangspunkt genommen wird und die Beinsehne 70 in posteriorer Richtung zu der Senkrechten oder Gravitationslinie G verkippt wird. Eine schemati sche Darstellung der Orientierung ist im linken Teil der Figur 4 dargestellt. Je weiter die Beinsehne 70 nach hinten verkippt wird, also sich das Flüftgelenk 16 in Sagittal- ebene hinter dem Fußpunkt oder dem Knöchelgelenk befindet, umso größer ist der positive Neigungswinkel der Beinsehne 70. Bei einer verringerten Axialbelastung des Prothesenbeines auf beispielsweise eine Kraft, die mehr als 10% des gesamten Kör pergewichtes entspricht, beispielsweise zwischen 40% und 15% des Körpergewich- tes, wird bei einer nahezu senkrechten Orientierung der Widerstand Rf maximal re duziert, im dargestellten Ausführungsbespiel auf 25% des Ausgangswiderstandes.
Bei zunehmender Rückwärtsneigung der Beinsehne 70, bei einer Vergrößerung des Beinsehnenwinkels ÖLC in positiver Richtung, wird der Flexionswiderstand Rf weniger verringert, bis bei einem Grenzwert, der in dem dargestellten Ausführungsbeispiel bei einer Rückwärtsneigung von 5° festgelegt ist, keine Reduktion des Flexionswider stades Rf ausgeführt wirdund der Flexionswiderstand Rf bei 100% liegt.
Figur 5 zeigt eine weitere Variante der Verringerung des Flexionswiderstandes Rf in Abhängigkeit von der Axialbelastung und dem Beinsehnenwinkel ai_c. Bei einer Axial belastung mit weniger als 10% des Körpergewichtes, beispielsweise zwischen 0% und 10% des Körpergewichtes, also bei einer weitergehenden Axiallastverringerung gegenüber dem beidbeinigen, entspannten Stehen, wird die Flexionsdämpfung oder der Flexionswiderstand Rf anders als bei einer geringen Entlastung wie in der Figur 4 angepasst. Bei einer sehr weiten Rückwärtsneigung der Beinsehne 70 bei einem Winkel zwischen 20° und 30°, beispielsweise bei einem Übersteigen eines Flindernis- ses, wird keine oder nur eine eingeschränkte Reduktion des Flexionswiderstandes Rf durchgeführt. Die Erhöhung findet ab einem Beinsehnenwinkel ÖLC von 20° statt, bis dahin kann eine Reduktion des Widerstandes auf den Zielwert bei einer Axialkraftver ringerung durchgeführt werdenKeine Reduktion findet ab einem Winkel von 30° statt. Bei einer negativen Beinsehnenorientierung, also bei einer Vorwärtsverlagerung der Beinsehne 70, wird eine Verringerung auf den Zielwert, im dargestellten Ausfüh rungsbeispiel auf 40% des maximalen Widerstandes, erst ab 10° erfolgen, bei einer größeren Vorwärtsneigung wird eine geringere Reduktion oder gar keine Reduktion zugelassen, auch wenn eine Axiallastverringerung auftritt. Einen negativen Beinseh nenwinkel C(LC findet man beispielsweise beim Rückwärtsgehen. Die Absenkung und Anhebung des Flexionswiderstandes Rf kann wie in der Figur 5 dargestellt über ei nen gewissen Winkelbereich erfolgen, alternativ kann der Übergang auch in Form ei ner sprunghaften Absenkung und Anhebung erfolgen. Eine solche Art der Anpas sung hat sich insbesondere in dem negativen Winkelbereich, also bei einer Vorwärts neigung des Unterteils 20, als vorteilhaft herausgestellt. Figur 6 zeigt ein weiteres Beispiel der Abhängigkeit der Widerstandsverringerung von weiteren Sensorsignalen je nach Belastungszustand. Die Verringerung der Axialkraft Af folgt nicht auf ein Niveau gemäß der Figur 4, sondern auf ein Niveau gemäß der Figur 5, sodass die verringerte Axialkraft Af nicht mehr als 10% des Körpergewichtes beträgt. Die Axialkraftverringerung kann beispielsweise auf 0% oder 5% des Körper gewichtes auf dem versorgten Bein erfolgen. Die Figur 6 zeigt als weiteres Kriterium zur Verringerung des Flexionswiderstandes den Rollwinkel as, der zwischen dem Un terteil 2 und der Senkrechten G gemessen wird. Die Senkrechte G verläuft dabei durch die Schwenkachse 35 des Knöchelgelenkes zwischen dem Fußteil 30 und dem Unterteil 20 oder durch den Drehpunkt auf Bodenniveau, wenn das Fußteil 30 starr mit dem Unterteil 20 gekoppelt ist. Eine Verlagerung in posteriorer Richtung ist ein positiver Rollwinkel as. Bei einer Verlagerung nach vorn, sodass das Kniegelenk mit der Gelenkachse 15 vor der Senkrechten G liegt, ist ein negativer Rollwinkel as vorhanden. Beträgt beispielsweise der negativer Rollwinkel mehr als minus 10° zur Senkrechten G, findet eine volle Reduktion des Flexionswiderstandes Rf statt, auch hier auf das Niveau von 40% des Anfangswiderstandes. Bei einer kleineren Vor wärtsneigung, also bei einem geringeren negativen Rollwinkel as, bleibt der Flexions widerstand Rf größer, die Verringerung wird somit kleiner. Bei einem positiven Roll winkel as findet eine volle Reduktion auf den Zielwert des Flexionswiderstandes Rf ab einem Winkel von 20° statt, keine Reduktion findet bis zu einem Winkel von 15° statt.
In der Figur 7 ist in einer schematischen Darstellung ein Ausführungsbeispiel einer Orthese mit einem Oberteil 10 und einem schwenkbar um eine Schwenkachse 15 daran gelagerten Unterteil 20 gezeigt, mit der das Verfahren ebenfalls ausgeführt werden kann. Zwischen dem Oberteil 10 und dem Unterteil 20 ist dadurch ein künstli ches Kniegelenk 1 ausgebildet, das in dem dargestellten Ausführungsbeispiel lateral zu einem natürlichen Kniegelenk angeordnet ist. Neben einer einseitigen Anordnung von Oberteil 10 und Unterteil 20 relativ zu einem Bein können auch zwei Oberteile und Unterteile medial und lateral zu einem natürlichen Bein angeordnet sein. Das Unterteil 20 weist an seinem distalen Ende ein Fußteil 30 auf, das um eine Knöchel gelenksachse 35 schwenkbar zu dem Unterteil 20 gelagert ist. Das Fußteil 30 weist eine Fußplatte auf, auf der ein Fuß oder Schuh aufgesetzt werden kann. Sowohl an dem Unterteil 20 als auch an dem Oberteil 30 sind Befestigungseinrichtungen zum Festlegen an dem Unterschenkel bzw. Oberschenkel angeordnet. An dem Fußteil 30 können auch Einrichtungen zum Festlegen des Fußes auf dem Fußteil 30 angeord- net sein. Die Befestigungseinrichtungen können als Schnallen, Gurte, Spangen oder dergleichen ausgebildet sein, um die Orthese lösbar an dem Bein des Nutzers anle- gen und zerstörungsfrei wieder abnehmen zu können. An dem Oberteil 10 ist die Wi derstandseinrichtung 40 befestigt, die sich an dem Unterteil 20 und an dem Oberteil 10 abstützt und einen einstellbaren Widerstand gegen eine Verschwenkung um die Schwenkachse 15 bereitstellt. Die Sensoren und die Steuerungseinrichtung, die wei ter oben im Zusammenhang mit dem Ausführungsbeispiel der Prothese beschrieben wurden, sind entsprechend auch an der Orthese vorhanden.

Claims

Patentansprüche:
1. Verfahren zur Steuerung einer Prothese oder Orthese der unteren Extremität mit einem Oberteil (10) und einem mit dem Oberteil (10) über ein Kniegelenk (1 ) verbundenes Unterteil (20), das um eine Gelenkachse (15) relativ zu dem Ober teil (10) verschwenkbar gelagert ist, wobei zwischen dem Oberteil (10) und dem Unterteil (20) eine verstellbare Widerstandseinrichtung (40) angeordnet ist, über die auf der Grundlage von Sensordaten ein Flexionswiderstand (Rf) verändert wird, wobei eine auf das Unterteil wirkende Axialkraft (FA) von zumindest einem Sensor (54) erfasst und als Grundlage für eine Veränderung des Flexionswider standes (Rf) verwendet wird, dadurch gekennzeichnet, dass a. bei abnehmender Axialkraft (FA) und/oder annähend senkrechter Lage ei ner Beinsehne (70) und/oder eines extendierten Kniegelenkes (1) der Fle xionswiderstand (Rf) reduziert wird, b. wobei der Flexionswiderstand (Rf) wieder angehoben wird, wenn innerhalb eines zeitlich festgelegten Intervalls keine Knieflexion detektiert wird und/o der das Kniegelenk (1) und/oder die Beinsehne (70) und/oder die Axialkraft (FA) bestimmte Grenzwerte unterschreiten oder überschreiten.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Flexionswider stand (Rf) beim Losgehen aus dem Stand reduziert wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Flexi onswiderstand (Rf) in Abhängigkeit von der Abnahme der Axialkraft (FA) redu ziert wird.
4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Flexi onswiderstand (Rf) bis auf ein Niveau unterhalb eines Standphasenwiderstan des reduziert wird.
5. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeich net, dass die Reduzierung des Flexionswiderstandes (Rf) in Abhängigkeit von der Axialkraft (FA), dem Beinsehnenwinkel (ÖLC) und/oder eines Raumwinkels (as) des Unterteils (20) erfolgt.
6. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeich net, dass bei einer Abnahme der Axialkraft (FA) auf ein Niveau oberhalb eines Grenzwertes und einem ermittelten positiven Beinsehnenwinkel (ÖLC) oberhalb eines Grenzwertes, insbesondere oberhalb 5°, keine Verringerung des Flexi onswiderstandes (Rf) stattfindet.
7. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeich net, dass bei einer Abnahme der Axialkraft (FA) auf ein Niveau unterhalb eines Grenzwertes und einem ermittelten Beinsehnenwinkel (ÖLC) außerhalb eines definierten Winkelbereiches um die Senkrechte (G) herum, insbesondere bei ei nem positiven Beinsehnenwinkel (ÖLC) größer 30° und einem negativen Bein sehnenwinkel (ÖLC) kleiner -10°, keine Verringerung des Flexionswiderstandes (Rf) stattfindet.
8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass eine vollständige Verringerung des Flexionswiderstandes (Rf) bei einem positiven Beinsehnen winkel (ÖLC) von bis zu 20° erfolgt und der Flexionswiderstand (Rf) bei einem größeren Beinsehnenwinkel (ÖLC) vergrößert wird oder dass ab einem negati ven Beinsehnenwinkel (ÖLC) von -10° eine vollständige Verringerung des Flexi onswiderstandes (Rf) erfolgt und der Flexionswiderstand (Rf) bei einem kleine ren Beinsehnenwinkel (ÖLC) vergrößert wird.
9. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeich net, dass bei einer Abnahme der Axialkraft (FA) auf ein Niveau unterhalb eines Grenzwertes, insbesondere unterhalb von 10% der Körpergewicht des Patien ten, und einem ermittelten Neigungswinkel (as) des Unterteils (20) relativ zu der Senkrechten (G) innerhalb eines definierten Winkelbereiches um die Senk rechte (G) herum, insbesondere innerhalb eines Bereiches zwischen einem po sitiven Neigungswinkel (as) kleiner 15° und einem negativen Neigungswinkel (as) größer -5° keine Verringerung des Flexionswiderstandes (Rf) stattfindet.
10. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeich net, dass eine vollständige Verringerung des Flexionswiderstandes (Rf) bei ei nem positiven Neigungswinkel (as) des Unterteils (20) von 20° oder mehr er folgt und der Flexionswiderstand (Rf) bei einem kleineren Neigungswinkel (as) vergrößert wird oder dass ab einem negativen Neigungswinkel (as) des Unter teils (20) von -10° eine vollständige Verringerung des Flexionswiderstandes (Rf) erfolgt und der Flexionswiderstand (Rf) bei einem größeren negativen Nei gungswinkel (as) vergrößert wird.
11. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeich net, dass der Flexionswiderstand (Rf) erhöht wird, wenn eine Extensionsbewe gung stattfindet, ein Gangzyklus detektiert und/oder eine Zunahme der Axial kraft (FA) detektiert wird.
12. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeich net, dass die Flexionswiderstand nicht verringert wird, wenn eine Rückwärtsnei gung des Unterteils (20) detektiert wird.
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