DE19521464A1

DE19521464A1 - Verfahren zur Steuerung der Kniebremse eines Prothesen-Kniegelenkes sowie Oberschenkelprothese

Info

Publication number: DE19521464A1
Application number: DE19521464A
Authority: DE
Inventors: George Van Der Perre; Louis Peeraer; Jos Vander Sloten; Bruno Aeyels
Original assignee: Otto Bock Orthopadische Industrie KG
Current assignee: Katholieke Universiteit Leuven
Priority date: 1995-06-13
Filing date: 1995-06-13
Publication date: 1997-03-20
Anticipated expiration: 2015-06-14
Also published as: DE19521464C2; WO1996041599A1

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Steuerung der Knie bremse eines ein Stumpfbett mit einem Prothesenunterteil mit angeschlossenem Prothesenfuß verbindenden Kniegelenkes wobei das computergesteuerte Bremsmoment in Abhängigkeit von der Gehbewegung des Prothesenträgers kontinuierlich zwischen "frei" und blockiert veränderbar ist, und die Gehbewegung durch im Stumpfbett gemessene EMG-Werte, im Fußbereich gemes sene Druckwerte, durch den jeweiligen Kniewinkel sowie die jeweilige, zwischen Prothesenober- und -unterschenkel gemes sene Winkelgeschwindigkeit in Form elektrischer Signale (nachfolgend "Meßdaten") charakterisiert wird.

Die Erfindung betrifft ferner eine Oberschenkelprothese, mit

- einem Stumpfbett, das zur Verbindung mit einem Oberschen kelstumpf des Prothesenträgers ausgebildet ist;
- einem Prothesenunterschenkel, an den ein Prothesenfuß angeschlossen ist;
- einem Kniegelenk, das über eine Knieachse einen oberen Kniegelenkanschluß für das Stumpfbett gelenkig verbindet mit einem unteren Kniegelenkanschluß für den Prothesen unterschenkel;
- einer computergesteuerten Bremse, die auf eine Bremswelle ein zwischen "frei" und "blockiert" kontinuierlich ver änderbares Bremsmoment aufbringt;
- einem Kniegelenkgetriebe zur Übertragung des Bremsmomen tes von der Bremswelle auf die Knieachse;
- einer Steuereinheit, die über einen Steueralgorithmus die Bremse in Abhängigkeit von der Gehbewegung des Prothesen trägers beaufschlagt;
- EMG-Sensoren, die im Stumpfbett zur Anlage an bestimmten Oberschenkelmuskeln angeordnet sind und Signale an die Steuereinheit abgeben;
- Fußdrucksensoren, die in der Lauffläche des Prothesenfu ßes angeordnet sind und Signale an die Steuereinheit ab geben;
- einem Kodiergerät, das den jeweiligen Kniewinkel sowie die jeweilige Winkelgeschwindigkeit zwischen Prothesen ober- und -unterschenkel mißt und in Form elektrischer Signale an die Steuereinheit abgibt.

Die EP 0 549 855 A2 offenbart eine Kniebremssteuerung, bei der ein hydraulischer Dämpfer die Winkelgeschwindigkeit im Kniegelenk steuert. Ein Mikroprozessor ermittelt aus einer Belastungsmessung und einer Kniewinkelmessung das übliche Gangmuster und beaufschlagt an verschiedenen Gang-Übergangs punkten einen Motor, der seinerseits eine im Hydraulikdämpfer vorgesehene Ventileinrichtung verstellt. Diese Ausführungs form ermöglicht dem Prothesenträger die Verwendung der Pro these in verschiedenen Gangarten einschließlich Treppenstei gen und sich hinsetzen.

Die DE 39 09 672 C2 offenbart eine schwungphasengeregelte Oberschenkelprothese mit einem Oberschaft, der mit einem Un terschaft gelenkig über eine Kniegelenkwelle verbunden und von einem Druckzylinder beaufschlagt ist. Der Druckzylinder wird über ein Ventil angesteuert, dessen Öffnungsgrad durch eine Reguliereinrichtung in Abhängigkeit von mehreren während Gehversuchen ausgewählten Gehgeschwindigkeiten eingestellt wird. Vorgesehen ist eine Betriebsart-Wähleinrichtung zur Wahl verschiedener Öffnungsgrade für mehrere unterschiedliche Gehgeschwindigkeiten in einem Lehrprogrammeingabebetrieb so wie für einen Playbackbetrieb. Vorgesehen sind ferner eine die Öffnungsgrade ermittelnde Erfassungseinrichtung, eine die Öffnungsgrade der Betriebsart-Wähleinrichtung speichernde Einrichtung, eine Schwung- und Standphasen erfassende Phasen ermittlungseinrichtung, eine Gehgeschwindigkeits-Ermittlungs einrichtung, die die tatsächliche Gehgeschwindigkeit aufgrund der jeweiligen Zeitspannen der durch die Phasenermittlungs einrichtung erfaßten Schwung- und Standphasen ermittelt, so wie eine Steuereinrichtung, die die tatsächlich von der Geh geschwindigkeit-Ermittlungseinrichtung ermittelte Gehge schwindigkeit mit den entsprechenden gespeicherten Öffnungs graden der Betriebsart-Wähleinrichtung vergleicht und den Öffnungsgrad des Ventils einstellt. Gesteuert wird somit nur die Schwingphase. Als Sensoren werden verwendet ein Kniewin kelsensor und Streck-Endschalter. Die Zeitdauer der Standpha se wird als Parameter benutzt zur Steuerung des Dämpfungsko effizienten in der Schwingphase.

Auch die französische Patentanmeldung 89 194 844 offenbart eine pneumatische Kniebetätigungseinrichtung. Als Sensoren werden verwendet entweder Fußkontaktsensoren oder Belastungs messungen in Kombination mit einem Streck-Endschalter. Die Steuerung löst während der Standphase eine automatische Knie blockierung aus und paßt während der Schwingphase den Dämp fungskoeffizienten der Gangzyklusdauer an.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine den verschie denen natürlichen Gangarten besser angepaßte Kniebremssteue rung sowie eine hierfür besser geeignete Oberschenkelprothese zu entwickeln.

Ausgehend von dem eingangs beschriebenen Verfahren wird diese Aufgabe gemäß der Erfindung durch folgende Merkmale gelöst:

a) Ermittlung der jeweiligen Gangart aus einer Anzahl vor gegebener, zuvor für diesen Prothesenträger ermittelten Gangarten durch Auswerten von zumindest einigen der je weils übermittelten Meßdaten;
b) Auswahl des dieser ermittelten Gangart zugeordneten Steu erprogramms;
c) für jedes Steuerprogramm wird eine als Zeitspanne defi nierte Schrittperiode zwischen zwei aufeinanderfolgenden Fersen/Boden-Kontakten unterteilt in mehrere Phasen, de ren jeweiliger Endpunkt durch für diese Phase vorgegebe ne, jeweils übermittelte Meßdaten bestimmt wird;
d) jeder Phase werden bestimmte, sich während dieser Phase gegebenenfalls ändernde Bremswerte zugeordnet, mit denen die Kniebremse beaufschlagt wird.

Dabei ist es vorteilhaft, wenn die Beaufschlagung der Knie bremse mit einer konstanten Frequenz erfolgt.

Ferner kann es zweckmäßig sein, wenn zusätzliche Meßdaten ermittelt werden aus den am Knie sowie an der Hüfte angrei fenden Momenten.

Es können zuvor verschiedene Gangarten festgelegt bzw. defi niert werden (z. B. Gehen auf einem ebenen Untergrund; Trep pensteigen; Treppenabstieg; das Gehen auf einer ansteigenden oder abschüssigen Fläche; Bewegungen im Stillstand usw.).

Erfindungsgemäß geht man aus von einer Schrittperiode, die definiert ist als zeitlicher Abstand zwischen zwei Fersen/- Boden-Kontakten. Diese Schrittperiode wird auf einer Zeitach se aufgetragen und dann in eine bestimmte Anzahl von Schrittphasen unterteilt, wobei jeweils zwischen zwei Phasen ein Übergang, also ein Wechsel von der einen zur anderen Pha se vorgesehen ist. Jede Phase stellt somit einen zeitlichen Teilabschnitt einer Schrittperiode dar, wobei während der Phase eine gesteuerte Kniebewegung stattfindet. Jeder Phasen übergang basiert auf Meßdaten.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren besteht grundsätzlich die Möglichkeit, jederzeit von einer Gangart auf eine andere Gangart überzuwechseln, wobei jeder Gangart ein spezielles Steuerprogramm zugeordnet ist. Es kann aber festgelegt wer den, daß ein Wechsel von dem Steuerprogramm der gerade be nutzten Gangart zu dem Steuerprogramm einer anderen Gangart nur bei einer zuvor ausgewählten speziellen Phase der Schrittperiode der gerade benutzten oder aber der neuen Gang art vorgenommen wird.

Erfindungsgemäß erfolgt die Ermittlung der jeweils ausgeübten Gangart durch Vergleich der übermittelten lst-Meßdaten mit den für jede Gangart vorgegebenen Referenz-Meßdaten. Dabei ist es zweckmäßig, wenn die Referenz-Meßdaten aus den für jede einzelne Gangart gemessenen EMG-Daten ermittelt werden.

Erfindungsgemäß ist es vorteilhaft, wenn für jede der vorge gebenen Gangarten für jeden abgetasteten Hüftgelenkmuskel über eine Schrittperiode eine die Muskelaktivität wiederge bende Kurve erstellt wird. Diese Kurve kann in der Praxis z. B. durch dreißig Meßwerte erstellt werden. Beim Vergleich der Ist-Meßdaten mit den Referenzwerten ist jedoch nicht ohne weiteres feststellbar, mit welchem der beispielsweise genann ten dreißig Meßwerten einer Muskelaktivitätskurve der gerade ermittelte Istwert verglichen werden muß. Es muß also eine Zuordnung innerhalb der Schrittperiode erfolgen. Diese Schrittperiode ist jedoch für verschiedene Gangarten unter schiedlich und kann selbst innerhalb derselben Gangart vari ieren. Da aber die lst-Meßdaten in realer Zeit, also über einen bestimmten Zeitablauf übermittelt werden, die Referenz daten aber für einen vorgegebenen Zeitablauf und damit übli cherweise in Prozentangaben bezogen auf die Schrittperiode vorliegen, ein Vergleich der Realzeit mit Prozentangaben aber nicht möglich ist, muß die tatsächliche Schrittperiode in ihrer "Zeitlänge" der Referenz-Schrittperiode angepaßt wer den. Dies wird wie folgt vorgenommen:
Nachdem man für jede der vorgegebenen Gangarten für jeden abgetasteten Hüftgelenkmuskel über eine Schrittperiode eine die Muskelaktivität wiedergebende Kurve erstellt hat, werden dann die diese Kurve definierenden EMG-Meßdaten durch equidi stante lineare Interpolation auf eine bestimmte Anzahl EMG- Referenzwerte reduziert, die dann die EMG-Referenzkurve defi nieren. Der erste sowie der letzte EMG-Referenzwert ent spricht dann den EMG-Meßdaten bei Fersen/Boden-Kontakt. Zum Vergleich einer bestimmten Anzahl Ist-EMG-Meßdaten mit über einstimmenden Referenz-EMG-Meßdaten wird der jeweilige Zeit punkt innerhalb der Schrittperiode ermittelt und zwar durch Vorausberechnung der Zeit des Endpunktes der jeweiligen Pha se. Es werden dann zu den lst-Meßdaten die ihnen in Gangzeit am nächsten kommenden EMG-Referenzwerte der EMG-Referenzkurve herausgesucht. Dabei hat es sich als zweckmäßig erwiesen, nicht alle EMG-Daten der kompletten Schrittperiode zu benut zen, sondern nur EMG-Daten aus einem bestimmten Abschnitt der Schrittperiode, abhängig von der Gangart.

Die Ermittlung der Gangzeit sucht eine Antwort auf die Frage:
An welcher Stelle befinden wir uns in der Schrittperiode?. Dabei hat es sich als zweckmäßig erwiesen, innerhalb einer Schrittperiode bestimmte Gang-Fixpunkte zu definieren. Zum Beispiel in folgender Reihenfolge:

1. Fersen/Boden-Kontakt: steigende Flanke des Fersendrucks, festgestellt mittels eines Schwellwertes;
2. Beginn Beugung Standphase: steigende Flanke des Kniewinkels, festgestellt mittels eines Schwellwertes;
3. Fuß flach: Metatarsalkopf I - Druck wird größer als der Fersendruck;
4. Maximum am Metatarsalkopf I: Metatarsalkopf I - Druck wird maximal;
5. Beugungsschwungphase: steigende Flanke des Kniewinkels, festgestellt mittels eines Schwellwertes;
6. maximale Beugungsschwungphase: Kniewinkel wird maximal;
7. Streckung Schwungphase: fallende Flanke des Kniewinkels, festgestellt mittels eines Schwellwertes;
8. volle Streckung: Kniewinkel wird minimal oder negativ (Hyperextension).

Diese Gang-Fixpunkte sind über eine Schrittperiode verteilt und unterteilen die Schrittperiode in die vorstehend erläu terten Phasen.

Die "on-line" Gang-Zeitbasis bestimmt die Gangzeit des momen tanen Zeitpunktes, bevor die derzeitige Schrittperiode been det ist. Und dies erfolgt erfindungsgemäß durch Vorausberech nen der Zeit des Eintreffens eines zukünftigen Ereignisses mit einer bekannten Gangzeit.

Der wesentliche Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens kann darin gesehen werden, daß bei einem Wechsel der Gangart auch die Steuerung der Kniebremse geändert wird und zwar jeweils unter Adaptierung eines gespeicherten Referenzmusters.

Die der Erfindung zugrundeliegende Aufgabe wird ausgehend von der eingangs beschriebenen Oberschenkelprothese durch folgen de Merkmale gelöst:

a) zumindest zwei Fußdrucksensoren sind in nach unten offenen Ausnehmungen in der Fußsohle angeordnet und zwar im Fer senbereich sowie im Kopfbereich eines OS metatarsale;
b) die Bremse ist eine Magnetpulverbremse, die über gepulste Steuersignale einer Pulsweiten-Modulationsschaltung (PWM- Schaltung) angesteuert wird, wobei die Pulsweite den durch die Bremse fließenden Strom und somit das Bremsmo ment bestimmt;
c) ein Einstell- und Kalibriersystem zur Anpassung des die Bremse beaufschlagenden Steueralgorithmus an den Gang des Prothesenträgers.

Erfindungsgemäß werden vorzugsweise zumindest zwei EMG-Senso ren verwendet. Außerdem können Sensoren zur Messung des Knie momentes und/oder des Hüftmomentes vorgesehen werden.

Die Kniebremse wird vorzugsweise mit einer konstanten Fre quenz, z. B. 100 Hz beaufschlagt. Grundsätzlich lassen sich alle Meßdaten jederzeit vollständig verarbeiten; in der Pra xis werden aber nur jeweils ausgewählte Meßdaten für die ein zelnen Berechnungen herangezogen. In jedem Fall werden alle Meßdaten von einem Computer über eine bestimmte Zeit gespei chert (z. B. über 2,5 sek.), also nicht sofort vernichtet.

Für das Kniegelenkgetriebe werden erfindungsgemäß drei Alter nativen vorgeschlagen.

Erfindungsgemäß ist es grundsätzlich möglich, die genannten EMG-Elektroden zur Identifizierung der Gangart, der Gangphase innerhalb einer Schrittperiode und der Übergänge zwischen Gangart und -phasen heranzuziehen und sei es auch nur zur Kontrolle der im Fußbereich gemessenen Druckwerte und/oder der Kniewinkel-Messungen.

Erfindungsgemäß wird ein Steuerungsverfahren bevorzugt, bei dem die im Stumpfbett gemessenen EMG-Werte in Verbindung mit den im Fußbereich gemessenen Druckwerten und den jeweiligen Kniewinkeln als Information in den Mikroprozessor eingespeist werden zur Identifizierung der Gangart und -phasen und der Übergänge zwischen ihnen. In jeder der Gangphasen wird die Kombination der im Fußbereich gemessenen Druckwerte mit dem gemessenen Kniewinkel als Steuerparameter für den Feedback- Steueralgorithmus benutzt. Eine geschlossen ausgebildete Kniebeaufschlageinrichtung umfaßt ein Getriebe sowie eine Magnetpulverbremse, die eine direkte, kontinuierliche Steue rung des Kniebremsmomentes sowohl in der Standphase als auch in der Schwungphase ermöglichen. Die Kombination dieser drei Merkmalskomplexe führt zu einem zweischichtigen Steuersystem: die erste Schicht beinhaltet die Identifizierung der Gangart und -phase sowie die Auswahl des gangartspezifischen Steuer algorithmus, während die zweite Schicht definiert ist durch die direkte Steuerung des Kniebremsmomentes unter Verwendung des geeigneten Algorithmus.

Als Ergebnis hiervon paßt sich die Prothese automatisch an die Gangart und -phase des Prothesenträgers an. Ein wesentli cher Vorteil der erfindungsgemäß gestalteten Oberschenkelprothese ist darin zu sehen, daß eine Anpassung an den jeweiligen Prothesenträger ausschließlich in der Soft ware, nicht aber in der Hardware erfolgen muß. Dies verein facht eine Anpassung beträchtlich.

Weitere Merkmale der Erfindung sind Gegenstand der Unteran sprüche und werden in Verbindung mit weiteren Vorteilen der Erfindung anhand mehrerer Ausführungsbeispiele erläutert.

In der Zeichnung sind einige als Beispiele dienende Ausfüh rungsformen der Erfindung dargestellt. Es zeigen:

Fig. 1 in schematischer Darstellung eine Oberschenkel prothese;

Fig. 2 in vergrößertem Maßstab das Stumpfbett gemäß Fig. 1 in Vorderansicht;

Fig. 3 einen Querschnitt gemäß der Linie III-III in Fig. 2;

Fig. 4 einen Prothesenfuß in Seitenansicht;

Fig. 5 in vergrößertem Maßstab einen Fußdrucksensor im lotrechten Längsschnitt;

Fig. 6 den Fußdrucksensor gemäß Fig. 5 in Unteran sicht;

Fig. 7 in seitlicher Rückansicht ein Kniegelenk in einer ersten Ausführungsform;

Fig. 8 das Kniegelenk gemäß Fig. 7 in seitlicher Vor deransicht;

Fig. 9 einen lotrechten Schnitt in der Frontebene durch das Kniegelenk gemäß Fig. 7;

Fig. 10 einen lotrechten Schnitt in der Sagittalebene durch das Gelenk gemäß Fig. 7;

Fig. 11 in Draufsicht einen Horizontal schnitt durch das Kniegelenk gemäß Fig. 8;

Fig. 12 eine zweite Ausführungsform eines Kniegelenk in einer Darstellung gemäß Fig. 9;

Fig. 13 das Kniegelenk gemäß Fig. 12 in einer Darstel lung gemäß Fig. 10;

Fig. 14 das Kniegelenk gemäß Fig. 12 in einer Darstel lung gemäß Fig. 11;

Fig. 15 in schaubildlicher Darstellung eine dritte Aus führungsform für ein Kniegelenk;

Fig. 16 das Kniegelenk gemäß Fig. 15 im Längsschnitt;

Fig. 17 eine schematische Darstellung für die Defini tion des Kniewinkels;

Fig. 18 in schematischer Darstellung eine Oberschenkel prothese, deren Prothesenunterschenkel mit Deh nungsmeßstreifenpaaren bestückt ist;

Fig. 19 ein Diagramm, in dem Fußdruck und Kniewinkel über eine Schrittperiode aufgetragen sind und ein diese Kurven verdeutlichendes Phasendia gramm;

Fig. 20 ein etwas abgewandeltes Phasendiagramm in einer Darstellung gemäß Fig. 19;

Fig. 21 elektronische Hardware in einem Blockschalt bild;

Fig. 22 ein Blockschaltbild für eine digitale Steuer einheit und

Fig. 23 in einem Blockschaltbild eine Steuereinheit mit zwei Controllern.

Die in Fig. 1 dargestellte Oberschenkelprothese besteht im wesentlichen aus einem Stumpfbett 1, das zur Verbindung mit einem Oberschenkelstumpf des Prothesenträgers ausgebildet ist, aus einem Prothesenunterschenkel 2, an den ein Prothe senfuß 3 angeschlossen ist und aus einem Kniegelenk 4, das über eine Knieachse 5 einen oberen Kniegelenkanschluß 6 für das Stumpfbett 1 gelenkig verbindet mit einem unteren Kniege lenkanschluß 7 für den Prothesenunterschenkel 2. Im Stumpf bett 1 sind EMG-Sensoren 8 und in der Unterseite des Prothe senfußes 3 sind Fußdrucksensoren 9 angedeutet. Am Kniegelenk 4 sind ein Kniewinkelsensor 10 sowie eine Bremse 11 schema tisch eingezeichnet. Zur Steuerung dieser Bremse 11 dienen ein ebenfalls nur schematisch dargestellter Mikrocomputer 12 und Batterien 13, die der Prothesenträger an einem Gürtel tragen kann, die aber auch unmittelbar in den Prothesenunter schenkel 2 integriert sein können. In einer Alternativlösung ist die Steuerung der Kniebremse 11 durch einen externen Com puter möglich.

Die Fig. 2 und 3 lassen erkennen, daß drei EMG-Sensoren 8 vorgesehen sind, die jeweils einem das Hüftgelenk beaufschla genden Muskel zugeordnet sind nämlich den Muskeln rectus fe moris, adductor longus und hamstrings. Die EMG-Sensoren 8 sind in der Innenwandung des Stumpfbettes 1 federelastisch festgelegt, um so eine permanente zuverlässige Anlage an dem zugeordneten Muskel zu gewährleisten. Die elektrischen An schlüsse der EMG-Sensoren 8 sind außen am Stumpfbett 1 ver legt. Der Abstand der EMG-Sensoren 8 vom Rand 1a des Stumpfbettes 1 beträgt etwa 10 cm.

Fig. 1 läßt erkennen, daß vier Fußdrucksensoren 9 vorgesehen sind von denen Fig. 4 nur zwei zeigt. Der erste Fußdrucksen sor liegt im Fersenbereich, der zweite im Bereich eines OS metatarsale, der dritte im Kopfbereich eines OS metatarsale und der vierte im Zehenbereich. Jeder Fußdrucksensor 9 stützt sich gegen eine Metalleinlage 14 ab, die in eine Ausnehmung 15 eingelegt ist, die um den Fußdrucksensor 9 herum mit dem Material der Prothesenfuß-Lauffläche ausgefüllt ist.

Zur Verstärkung der das Kniegelenk beaufschlagenden Brems kraft ist ein Kniegelenkgetriebe vorgesehen. Die Fig. 7 bis 11 zeigen eine erste Ausführungsform für ein Kniegelenk getriebe 16. Die Knieachse 5 sitzt zusammen mit einem ersten Getriebezahnrad 17 fest am oberen Kniegelenkanschluß 6, wäh rend der untere Kniegelenkanschluß 7 als Getriebegehäuse 18 ausgebildet ist, das die Lagerung für die Knieachse 5 bildet und das eigentliche Getriebe, die Bremse 11 und ein Codierge rät umfaßt, das über den Kniewinkelsensor 10 den jeweiligen Kniewinkel und außerdem die jeweilige Winkelgeschwindigkeit zwischen Prothesenober- und -unterschenkel mißt und in Form elektrischer Signale an eine Steuereinheit 19 abgibt (siehe Fig. 21).

Die in der Zeichnung im Detail nicht näher dargestellte Brem se 11 ist eine Magnetpulverbremse, die über gepulste Steuer signale einer Pulsweiten-Modulartionsschaltung (PWM-Schal tung) angesteuert wird, wobei die Pulsweite den durch die Bremse fließenden Strom und somit das Bremsmoment bestimmt. Das erste Kniegelenkgetriebe 16 ist ein zweistufiges Unter setzungsgetriebe mit parallel zueinander angeordneter Knie achse 5, Zwischenwelle 20 und Bremswelle 21, die drehbar im Getriebegehäuse 18 gelagert und jeweils mit einem Zahnrad 17, 22, 23 bestückt sind, wobei die Zwischenwelle 20 noch ein mit dem Zahnrad 23 der Bremswelle 21 kämmendes Zwischenrad 24 trägt.

Die Fig. 7 und 8 zeigen einen Anschlag 25 für die Streck lage des Prothesenunterschenkels 2. Fig. 8 zeigt außerdem einen federelastischen Vorbringer 26, während in Fig. 9 eine auf der Bremswelle 21 sitzende Kniewinkel-Codierscheibe 27 angedeutet ist, der das vorstehend erwähnte, in Fig. 11 an gedeutete Codiergerät 28 zugeordnet ist.

Die Fig. 12 bis 14 zeigen eine zweite Ausführungsform für ein Kniegelenkgetriebe 29. Hier ist die Knieachse 5 zugleich als Bremswelle ausgebildet und sowohl im oberen als auch im unteren Kniegelenkanschluß 6, 7 drehbar gelagert. Auf dieser die Bremswelle bildenden Knieachse 5 sitzt drehfest ein Zahn rad 30, das mit einem Zahnrad 31 einer Zwischenwelle 32 kämmt, die über ein zweites Zahnrad 33 im Eingriff steht mit einem fest mit dem oberen Kniegelenkanschluß 6 verbundenen Zahnrad 34.

Im übrigen wurden die mit dem ersten Kniegelenkgetriebe 16 übereinstimmenden Bauteile mit denselben Bezugszeichen ver sehen.

Die Fig. 15 und 16 zeigen eine dritte Ausführungsform für ein Kniegelenkgetriebe 35. Dieses weist einen an seinem einen Ende fest mit dem oberen Kniegelenkanschluß 6 verbundenen Hebel 36, der sich mit seinem freien Ende auf einer Spindel 37 geführten und deren Drehantrieb darstellenden Drehmutter 38 abstützt. Letztere ist gegen die Wirkung einer Feder 39 auf der Spindel 37 verschiebbar, die die Bremswelle bildet und mit ihrem unteren Ende am unteren Kniegelenkanschluß 7 drehbar gelagert ist.

Fig. 17 zeigt eine Relativverschwenkung zwischen dem Stumpf bett 1 und dem Prothesenunterschenkel 2 und den sich hieraus ergebenden Kniewinkel α.

Fig. 18 zeigt in schematischer Darstellung, daß der Prothe senunterschenkel 2 mit zwei Dehnungsmeßstreifenpaaren 40 be stückt ist, wobei - in der Sagittalebene gesehen - von jedem Dehnungsmeßstreifenpaar 40 jeweils ein Dehnungsmeßstreifen vorn und der jeweils andere hinten am Prothesenunterschenkel 2 angeordnet sind. Es handelt sich um einen Sensor zur Mes sung des Kniemomentes. Die gleichen Dehnungsmeßstreifenpaare 40 oder aber zwei zusätzliche Dehnungsmeßstreifenpaare dienen zudem als Sensor zur Messung des Hüftgelenkes. Der untere Pfeil A symbolisiert die Bodenreaktionskraft; über die Achse B ist das Biegemoment aufgetragen. Die Punkte B1 und B2 geben die von den beiden Dehnungsmeßstreifenpaaren 40 ermittelten Biegemomente an. Durch lineare Extrapolation dieser beiden Meßpunkte B1, B2 erhält man in der "Höhe" der Knieachse 5 den Wert für das Kniemoment B_K und bei weiterer linearer Extrapo lation bis zur "Höhe" des Hüftgelenkes 41 den Wert für das Hüftmoment B_H. Bei dieser Art der Messung des Hüftmomentes muß das Kniegelenk 4 in gestreckter Lage des Prothesenunter schenkels 2 blockiert sein.

In dem in Fig. 19 gezeigten Diagramm sind auf der lotrechten Achse der jeweils gemessene Fußdruck in Prozent bzw. der je weils gemessene Kniewinkel α in Winkelgrad aufgetragen, wäh rend die horizontale Achse die Zeitspanne einer kompletten Schrittperiode angibt. Von den vier in Fig. 1 dargestellten Fußdrucksensoren 9 sind lediglich eine Druckkurve D1 für den Fersendrucksensor und eine Druckkurve D2 für einen Drucksen sor im Kopfbereich des OS metatarsale I eingezeichnet. Einge tragen ist ferner die Kurve K_α für den jeweiligen Kniewinkel.

Die im Diagramm dargestellte Schrittperiode ist die Zeitspan ne zwischen zwei aufeinanderfolgenden Fersen/Boden-Kontakten des Prothesenfußes 3. Diese Schrittperiode ist erfindungsge mäß unterteilt in mehrere Phasen (in dem dargestellten Bei spiel in acht Phasen), deren jeweiliger Endpunkt durch für diese Phase vorgegebene Meßdaten bestimmt ist. Dabei werden jeder Phase bestimmte, sich während dieser Phase gegebenen falls ändernde Bremswerte zugeordnet, mit denen die Kniebrem se 11 beaufschlagt wird.

In der unteren Darstellung der Fig. 19 zeigen die drei rechts von der gestrichelten Linie liegenden Phasen 1 bis 3 die Körperhaltungsphase, die links von der gestrichelten Li nie eingezeichneten Phasen 4 bis 8 die Schwungphase. Dabei sind beispielsweise die Möglichkeiten vorgesehen, aus der Phase 1 unmittelbar in die Phase 4 und/oder aus der Phase 4 unmittelbar in die Phase 6 überzugehen.

Fig. 20 zeigt für das in der Fig. 19 dargestellte Phasen diagramm ein etwas vereinfachtes Beispiel für das Gehen auf ebenem Untergrund. Auch hier bedeuten die durch einen Kreis symbolisierten Phasen jeweils einen kurzen Zeitabschnitt von einer Schrittperiode, wobei während jeder Phase eine gesteu erte Kniebewegung stattfindet. Die Pfeile zwischen den Phasen geben den jeweiligen Phasenübergang an. Es handelt sich hier um vorgegebene Schwellwerte bzw. Fixpunkte, die den Endpunkt einer Phase definieren und jeweils von durch Sensoren über mittelte Meßdaten bestimmt werden.

Fig. 21 zeigt ein Beispiel für die zur Steuerung der Knie bremse 11 vorgesehene elektronische Hardware. Diese umfaßt die bereits vorstehend erwähnte Steuereinheit 19, die Schnittstellen für die drei EMG-Sensoren 8, für zwei Fuß drucksensoren 9 sowie für das Codiergerät 28 aufweist. Die Stromversorgung für die Steuereinheit 19 ist mit 42 bezeich net. Die Steuereinheit 19 steht mit einem externen Computer 43 in Verbindung und weist eine Steuerleitung 44 zur Steue rung der Bremse 11 auf.

Gemäß Fig. 22 weist die Steuereinheit 19 einen Mikrocontrol leraufbau auf, der einen Mikrocontroller 45, zumindest einen RAM sowie eine serielle Schnittstelle zum bidirektionalen Datenaustausch mit dem externen Computer 43 umfaßt. Der Mi krocontroller 45 umfaßt zur Speicherung der Betriebs- und Steuerungssoftware sowie der festen baten einen internen 2 kB EEPROM und ist zur Aufnahme der flüchtigen Daten während des Betriebs mit einem externen 8 kB RAM verbunden.

Fig. 23 zeigt eine alternative Ausführungsform mit zwei Con trollern. Hier weist die Steuereinheit 19 einen Mikrocontrol leraufbau in einer Master-Slave-Konfiguration auf, wobei der Mastercontroller 46 mit dem Codiergerät 28 und den Fußdruck sensoren 9 und der mit dem Mastercontroller 46 im direkten Datenaustausch verbundenen Slavecontroller 47 mit den EMG- Sensoren 8 verbunden ist. Beide Controller 46, 47 weisen je weils eine eigene Peripherieschaltung, RAM und eine serielle Verbindung zu dem externen Computer 43 auf.

Claims

1. Verfahren zur Steuerung der Kniebremse (11) eines ein Stumpfbett (1) mit einem Prothesenunterteil (2) mit angeschlossenem Prothesenfuß (3) verbindenden Kniege lenkes (4), wobei das computergesteuerte Bremsmoment in Abhängigkeit von der Gehbewegung des Prothesenträ gers kontinuierlich zwischen "frei" und "blockiert" veränderbar ist, und die Gehbewegung durch im Stumpf bett (1) gemessene EMG-Werte, im Fußbereich gemessene Druckwerte, durch den jeweiligen Kniewinkel sowie die jeweilige, zwischen Prothesenober- und -unterschenkel gemessene Winkelgeschwindigkeit in Form elektrischer Signale (nachfolgend "Meßdaten") charakterisiert wird, gekennzeichnet durch folgende Merkmale:

a) Ermittlung der jeweiligen Gangart aus einer Anzahl vorgegebener, zuvor für diesen Prothesenträger ermittelten Gangarten durch Auswerten von zumin dest einigen der jeweils übermittelten Meßdaten;
b) Auswahl des dieser ermittelten Gangart zugeordne ten Steuerprogramms;
c) für jedes Steuerprogramm wird eine als Zeitspanne definierte Schrittperiode zwischen zwei aufeinand erfolgenden Fersen/Boden-Kontakten unterteilt in mehrere Phasen, deren jeweiliger Endpunkt durch für diese Phase vorgegebene, jeweils übermittelte Meßdaten bestimmt wird;
d) jeder Phase werden bestimmte, sich während dieser Phase gegebenenfalls ändernde Bremswerte zugeord net, mit denen die Kniebremse beaufschlagt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Beaufschlagung der Kniebremse mit einer konstanten Frequenz erfolgt.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeich net, daß zusätzliche Meßdaten ermittelt werden aus den am Knie sowie an der Hüfte angreifenden Momenten.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die vorgegebenen Gangarten mit Hilfe der unterschied lichen, sich aus der Messung der am Knie und an der Hüfte angreifenden Momente ergebenden Meßdaten defi niert werden.

5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da durch gekennzeichnet, daß die Ermittlung der jeweili gen Gangart durch Vergleich der übermittelten Ist-Meß daten mit den für jede Gangart vorgegebenen Referenz- Meßdaten erfolgt.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenz-Meßdaten aus den für jede einzelne Gang art gemessenen EMG-Daten ermittelt werden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß für jede der vorgegebenen Gangarten für jeden abgeta steten Hüftgelenkmuskel über eine Schrittperiode eine die Muskelaktivität wiedergebende Kurve erstellt wird, daß dann die diese Kurve definierenden EMG-Meßdaten durch equidistante lineare Interpolation auf eine bestimmte Anzahl EMG-Referenzwerte reduziert werden, die dann die EMG-Referenzkurve definieren, und daß zum Vergleich einer bestimmten Anzahl Ist-EMG-Meßdaten mit übereinstimmenden Referenz-EMG-Meßdaten der jeweilige Zeitpunkt innerhalb der Schrittperiode ermittelt wird durch Vorausberechnung der Zeit des Endpunktes der jeweiligen Phase, wobei dann zu den Ist-Meßdaten die ihnen in Gangzeit am nächsten kommenden EMG-Referenz werte der EMG-Referenzkurve herausgesucht werden.

8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß ein Wechsel von dem Steu erprogramm der gerade benutzten Gangart zu dem Steuer programm einer anderen Gangart nur bei einer zuvor ausgewählten speziellen Phase der Schrittperiode der gerade benutzten oder aber der neuen Gangart vorgenom men wird.

9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß alle Meßdaten kurzfristig gespeichert werden.

10. Oberschenkelprothese, mit

- einem Stumpfbett (1), das zur Verbindung mit einem Oberschenkelstumpf des Prothesenträgers ausgebil det ist;
- einem Prothesenunterschenkel (2), an den ein Pro thesenfuß (3) angeschlossen ist;
- einem Kniegelenk (4), das über eine Knieachse (5) einen oberen Kniegelenkanschluß (6) für das Stumpfbett (1) gelenkig verbindet mit einem unte ren Kniegelenkanschluß (7) für den Prothesenunter schenkel (2);
- einer computergesteuerten Bremse (11), die auf eine Bremswelle (21; 5; 37) ein zwischen "frei" und "blockiert" kontinuierlich veränderbares Bremsmo ment aufbringt;
-einem Kniegelenkgetriebe (16; 29; 35) zur Übertra gung des Bremsmomentes von der Bremswelle (21; 5; 37) auf die Knieachse (5);
- einer Steuereinheit (19), die über einen Steueral gorithmus die Bremse (11) in Abhängigkeit von der Gehbewegung des Prothesenträgers beaufschlagt;
- EMG-Sensoren (8), die im Stumpfbett (1) zur Anlage an bestimmten Oberschenkelmuskeln angeordnet sind und Signale an die Steuereinheit (19) abgeben;
- Fußdrucksensoren (9), die in der Lauffläche des Prothesenfußes (3) angeordnet sind und Signale an die Steuereinheit (19) abgeben;
- einem Kodiergerät (28), das den jeweiligen Knie winkel sowie die jeweilige Winkelgeschwindigkeit zwischen Prothesenober- und -unterschenkel (2) mißt und in Form elektrischer Signale an die Steu ereinheit (19) abgibt;
insbesondere zur Durchführung des Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch folgende Merkmale:
- a) zumindest zwei Fußdrucksensoren (9) sind in nach unten offenen Ausnehmungen (15) in der Fußsohle angeordnet und zwar im Fersenbereich sowie im Kopfbereich eines OS metatarsale;
- b) die Bremse (11) ist eine Magnetpulverbremse, die über gepulste Steuersignale einer Puls weiten-Modulationsschaltung (PWM-Schaltung) angesteuert wird, wobei die Pulsweite den durch die Bremse fließenden Strom und somit das Bremsmoment bestimmt;
- c) ein Einstell- und Kalibriersystem zur Anpas sung des die Bremse (11) beaufschlagenden Steueralgorithmus an den Gang des Prothesen trägers.

11. Oberschenkelprothese nach Anspruch 10, gekennzeichnet durch einen dritten Fußdrucksensor (9) im Bereich ei nes OS metatarsale und einen vierten Fußdrucksensor (9) im Zehenbereich.

12. Oberschenkelprothese nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, daß in der Innenwandung des Stumpfbet tes (1) zumindest zwei EMG-Sensoren (8) festgelegt sind, deren elektrische Anschlüsse außen am Stumpfbett (1) verlegt sind.

13. Oberschenkelprothese nach Anspruch 12, dadurch gekenn zeichnet, daß die zwei EMG-Sensoren (8) den Muskeln rectus femoris und hamstrings zugeordnet sind.

14. Oberschenkelprothese nach Anspruch 12 oder 13, gekenn zeichnet durch einen dritten, dem adductor longus zu geordneten EMG-Sensor (8).

15. Oberschenkelprothese nach Anspruch 12, 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, daß die EMG-Sensoren federela stisch festgelegt sind.

16. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 10 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß der Abstand der EMG- Sensoren (8) vom Rand (1a) des Stumpfbettes (1) etwa 10 cm beträgt. (Fig. 2).

17. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 10 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß sich jeder Fuß drucksensor (9) gegen eine Metalleinlage (14) ab stützt, die in eine Ausnehmung (15) eingelegt ist, die um den Fußdrucksensor (9) herum mit dem Material der Prothesenfuß-Lauffläche ausgefüllt ist. (Fig. 5 und 6).

18. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 10 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß jeder Fußdrucksensor (9) die Größe des von der Sensor-Kontaktfläche auf den Boden ausgeübten Drucks in Form elektrischer Signale abgibt.

19. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 10 bis 18, gekennzeichnet durch einen Sensor zur Messung des Kniemomentes.

20. Oberschenkelprothese nach Anspruch 15, dadurch gekenn zeichnet, daß der Kniemoment-Sensor aus zumindest zwei Dehnungsmeßstreifenpaaren (40) besteht, die in der Sagittalebene jeweils vorn und hinten am Prothesenun terschenkel (2) angeordnet sind. (Fig. 18).

21. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 10 bis 20, gekennzeichnet durch einen Sensor zur Messung des Hüftmomentes.

22. Oberschenkelprothese nach Anspruch 21, dadurch gekenn zeichnet, daß der Hüftmoment-Sensor aus zumindest zwei Dehnungsmeßstreifenpaaren (40) besteht, die in der Sagittalebene jeweils vorn und hinten am Prothesenun terschenkel (2) angeordnet sind, und daß zur Messung das Kniegelenk (4) blockiert ist. (Fig. 18).

23. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 10 bis 22, dadurch gekennzeichnet, daß die Knieachse (5) so wie ein erstes Getriebezahnrad (17) fest am oberen Kniegelenkanschluß (6) sitzen, während der untere Kniegelenkanschluß (7) als Getriebegehäuse (18) ausge bildet ist, das die Lagerung für die Knieachse (5) bildet und Getriebe, Bremse (11) und Kodiergerät (28) umfaßt.

24. Oberschenkelprothese nach Anspruch 23, gekennzeichnet durch ein zweistufiges Untersetzungsgetriebe (16) mit parallel zueinander angeordneter Knieachse (5), Zwi schenwelle (20) und Bremswelle (21), die drehbar im Getriebegehäuse (18) gelagert und jeweils mit einem Zahnrad (17) bestückt sind, wobei die Zwischenwelle (20) noch ein mit dem Zahnrad (23) der Bremswelle (21) kämmendes Zwischenrad (24) trägt. (Fig. 7-11).

25. Oberschenkelprothese nach Anspruch 23, dadurch gekenn zeichnet, daß die Knieachse (5) zugleich als Bremswel le ausgebildet und sowohl im oberen als auch im unte ren Kniegelenkanschluß (6, 7) drehbar gelagert ist und drehfest ein Zahnrad (30) trägt, das mit einem Zahnrad (31) einer Zwischenwelle (32) kämmt, die über ein zweites Zahnrad (33) im Eingriff steht mit einem fest mit dem oberen Kniegelenkanschluß (6) verbundenen Zahnrad (34). (Fig. 6).

26. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 10 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß das Kniegelenkgetriebe (35) einen an seinem einen Ende fest mit dem oberen Kniegelenkanschluß (6) verbundenen Hebel (36) auf weist, der sich mit seinem freien Ende auf einer auf einer Spindel (37) geführten und deren Drehantrieb darstellenden Drehmutter (38) abstützt, die auf der Spindel (37) verschiebbar ist, die die Bremswelle bildet und mit ihrem unteren Ende am unteren Kniege lenkanschluß (7) drehbar gelagert ist. (Fig. 15 und 16).

27. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 10 bis 26, dadurch gekennzeichnet, daß das Kodiergerät (28) einen optischen Encoder sowie eine auf einer Getriebe welle (21; 32; 37) sitzende Kodierscheibe (27) umfaßt. (Fig. 11 und 14).

28. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 10 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß sich die elektronische Hardware zusammensetzt aus der digitalen Steuereinheit (19), ihrer Verkabelung mit einer Energiequelle (42), den EMG- und Fußdrucksensoren (8, 9), dem Kodiergerät (28) und der Bremse (11), und aus einem externen, das Einstell- und Kalibriersystem bildenden Computer (43) zum zeitweiligen Datenaustausch, Anpassung und Eichung der Steuereinheit (19). (Fig. 21).

29. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 10 bis 28, dadurch gekennzeichnet, daß die digitale Steuer einheit (19) in einem Gehäuse am Prothesenunter schenkel (2) angeordnet ist.

30. Oberschenkelprothese nach Anspruch 28 oder 29, dadurch gekennzeichnet, daß der externe Computer (43) eigene Schnittstellen für die Sensoren und Stellglieder auf weist, mit denen er direkt über Parallelkabel verbind bar ist.