CH543277A - Prothèse de remplacement d'une partie d'un membre inférieur - Google Patents

Description

  
 



   Les prothèses connues, destinées aux personnes ayant subi une amputation d'un membre inférieur au-dessus du genou, sont constituées d'une ossature comprenant des éléments articulés les uns aux autres. L'articulation de l'ossature destinée à remplacer celle du genou est pourvue d'un frein permettant de détruire une partie de l'énergie cinétique de la jambe en mouvement.



  Un dispositif bloque l'articulation lors de la phase d'appui du corps sur la   prothése.   



   La prothèse la plus perfectionnée, connue à ce jour, utilise un système hydraulique pour le freinage et la stabilisation du mouvement.



   Toutes ces prothèses présentent cependant un inconvénient important pour celui qui en est le porteur. Celui-ci doit, en effet, dépenser beaucoup plus d'énergie pour marcher, qu'il n'en faut à un individu normal. Cette dépense d'énergie provient du fait que   l'amputé,    s'il veut marcher correctement, doit provoquer le travail de l'articulation par des accélérations du moignon auquel est fixée
 la prothèse, tout en s'efforçant de maintenir un équilibre latéral, instable par nature.



   Le but de la présente invention est de remédier, au moins partiellement, à ce défaut des prothèses actuelles.



   A cet effet, la présente invention a pour objet une prothèse de remplacement d'une partie d'un membre inférieur dont l'ossature comprend au moins quatre éléments articulés   l'un    à l'autre autour d'axes orthogonaux au plan de la marche, ces éléments devant remplacer respectivement, le premier, la cuisse, le deuxième, la jambe, le   troisiéme,    le tarse et le quatrième, le métatarse du pied, et des moyens de blocage unidirectionnels pour arrêter la rotation dudit deuxième élément vers l'avant dès que les premier et deuxième éléments se trouvent sensiblement dans le prolongement   l'un    de l'autre, caractérisée par le fait qu'elle comporte, au moins, un capteur de pression plantaire, une source d'énergie,

   deux moyens moteurs pour développer des couples antagonistes centrés sur l'axe autour duquel sont articulés les deux premiers éléments de l'ossature et agissant sur chacun de ces éléments, un réseau de distribution d'énergie, disposé entre la source et les moyens moteurs, des organes de contrôle du débit d'énergie, amenée par ce réseau à chaque moyen moteur, un générateur de fonction relié, par son entrée audit capteur et par chaque sortie, à un desdits organes de contrôle du débit d'énergie, ce générateur étant agencé de manière à commander une alimentation sélective en énergie des différents moyens moteurs, le tout de manière à pouvoir réaliser une animation de la prothèse, simulant le comportement d'une jambe lors de la marche.



   La mise en action de la prothèse se fait de la manière suivante: on détecte la pression plantaire en au moins un endroit de la longueur du pied, on mesure la durée de cette pression ainsi que celle des intervalles séparant les pressions successives, on émet des signaux en fonction des mesures enregistrées et on commande, par ces signaux, le débit de la source d'énergie pour produire le pivotement des éléments articulés au niveau du genou dans des sens déterminés et à des instants de la période du pas déterminés et proportionnels à la durée de la pression enregistrée.



   Les principaux avantages de cette prothèse découlent de la régulation du cycle de la marche qui permet une rééducation de l'amputé réduite au minimum, et une démarche souple et naturelle.



  L'animation de la prothèse diminue en outre, dans une proportion importante, l'effort physique nécessaire à la marche.



   Le dessin annexé représente, à titre d'exemple et schématiquement, une forme d'exécution de la prothèse, objet de la présente invention.



   La fig. 1 en est une vue en perspective avec arrachement de l'enveloppe de la prothèse.



   La fig. 2 est un schéma bloc.



   La fig. 3 montre divers diagrammes explicatifs du fonctionnement de la prothèse.



   Une étude de la marche humaine a permis de préciser deux notions importantes pour le contrôle de la marche:
 On a tout d'abord remarqué qu'en décomposant le cycle de
 la marche, aussi bien naturelle que forcée, en différentes phases
 (telles que l'appui ou le balancement de la jambe, l'enroulement ou
 le déroulement du pied), on obtient, pour une vitesse de marche
 constante, un rapport de chaque phase avec la période du cycle
 complet, qui peut être considéré comme un terme constant pour
 toutes les personnes normales.



   Les grandeurs caractéristiques de la marche étant la vitesse v
 la fréquence du pas f, et l'amplitude du pas s. ces paramètres   sont    liés par deux équations:
   f=kvn   
 où k et n sont deux termes constants
EMI1.1     

La valeur de n étant sensiblement égale à   0,5,    on peut écrire:
EMI1.2     

On peut déduire de ces équations
EMI1.3     

Ces relations nous montrent que la fréquence et l'amplitude du pas augmentent avec la racine carrée de la vitesse et qu'elles sont linéairement dépendantes.



   La durée d'une phase du cycle de la marche t étant une fraction connue de la période T de ce cycle, comme on l'a dit plus haut, on peut en déduire que
 t=c . T où c est un terme constant
EMI1.4     

 Il ressort de ces relations que lorsque la durée d'une phase du cycle de la marche est connue, les grandeurs caractéristiques de la marche sont également définies.



   La prothèse, objet de la présente invention, a précisément été élaborée sur la base de cette étude.



   Cette prothèse, représentée en fig. 1, comporte une enveloppe   t    qui dissimule le mécanisme intérieur et donne à la prothèse une apparence naturelle. Cette enveloppe renferme une ossature formée d'éléments métalliques articulés les uns aux autres. Une tige 2 constitue l'élément d'ossature de la partie de la prothèse destinée à remplacer une partie de la cuisse. La partie supérieure de cette tige 2 pénètre dans un fût de matière plastique 3 moulé sur le patient et relié à l'enveloppe I par des moyens non représentés.



   La partie inférieure de la tige 2 se termine par un élément d'articulation 4. Cet élément 4 comprend deux tenons latéraux 5 (dont un est visible à la fig. 1). L'extrémité de cet élément d'articulation 4 est concave et conformée pour recevoir l'extrémité partiellement convexe de l'autre élément d'articulation 6, qui comporte à l'avant un ergot de blocage 7. Cet élément 6 comporte  
 également deux tenons latéraux 8. Deux anneaux élastiques 9 passent autour des tenons respectifs 5 et 8 des deux éléments 4 et 6 qui font saillie de chaque côté de ces éléments. Ces anneaux
 élastiques sont destinés à maintenir les deux éléments d'articulation en contact   l'un    avec l'autre.



   Une seconde tige 10 de l'ossature est fixée à l'élément d'articulation 6 et correspond à la jambe de la prothèse. Cette tige 10 porte, à son extrémité inférieure. un embout 11 percé   transversale-    ment. Cet embout 11 est articulé à une pièce d'ossature du pied 12 au moyen d'une cheville 13 chassée dans le perçage de l'embout   il    et pivotée dans deux perçages ménagés de part et d'autre du
 logement 14 de la pièce d'armature 12 du pied, destiné à recevoir l'embout 11.



   Une lame de ressort 15 est soudée à l'extrémité avant de la pièce d'armature 12 et fait saillie en avant de cette pièce.



  Une seconde pièce métallique 16 est soudée à cette lame de ressort 15, à une certaine distance de l'extrémité de la pièce 12.



  La partie intermédiaire de cette lame 15 constitue l'articulation des os métatarsiens.



   Deux détecteurs de pression 17 et 18 constitués par deux   soufflets    à faible écrasement sont fixés respectivement sous la pièce 16 et sous l'arrière de la pièce d'armature 12. Ces deux soufflets 17 et 18 sont reliés à un générateur de fonctions 19 par deux conduits respectivement 20 et 21. Ce générateur de fonctions est relié à un réservoir de gaz comprimé 22 fixé à la tige 10 de l'ossature. Ce réservoir d'alimentation communique, par quatre conduits 23, 24, 25 et 26 respectivement, avec les muscles artificiels   Ml,      Ml,      M2      M2,.   



   Comme on le voit dans le schéma bloc de la fig. 2, la sortie du réservoir 22 est contrôlée par une vanne de réglage de pression 27 commandée par le générateur de fonction 19. Chacun des conduits 23. 24, 25 et 26 reliant le réservoir 22 aux muscles respectifs est contrôlé par une résistance réglable   Rl,    R2, R3 et R4, respectivement et par une valve   Vl.    V2, V3 et V4 respectivement.



  Chacune de ces valves est pilotée par une sortie du générateur de fonctions 19.



   Les muscles artificiels représentés à la fig. 1, sont faits chacun d'une enveloppe de tissu caoutchouté fusiforme, fixée, à chaque extrémité à   l'un    des deux éléments de l'ossature de la prothèse, articulés   Fun    à l'autre. Lorsqu'une enveloppe est gonflée, la déformation latérale engendre une force axiale utilisée pour faire tourner relativement les deux éléments de l'ossature articulés   l'un    à l'autre et solidaires respectivement des deux extrémités de cette enveloppe.



  Comme on le remarque en fig. 1, les muscles artificiels de chaque articulation   Ml,      Mol',    M2, M2, sont fixés aux éléments de l'ossature de la prothèse, de manière que les forces axiales respectives, engendrées consécutivement au gonflage de ces muscles s'exercent de façon antagoniste sur chacune desdites articulations de manière à obtenir des rotations relatives de sens contraires des éléments de l'ossature, à chaque point d'articulation, lors du gonflage de   l'un    ou l'autre des deux muscles reliés à deux éléments d'une même articulation.



   Le procédé de mise en action de la prothèse est basé sur la mesure de la durée de deux phases constituant le cycle de la marche, à savoir, l' enroulement  et le  déroulement  du pied.



  Cette durée est détectée par les organes de détection 17 et 18 et introduite dans le générateur de fonctions 19, chargé de définir les caractéristiques de deux mouvements: la rotation de la jambe par rapport au genou et la rotation du pied par rapport à la cheville.



  La rotation correspondant à la flexion de la lame élastique 15 est une fonction passive qui n'est pas commandée par le générateur de fonctions 19.



   Le générateur de fonctions 19 est avantageusement réalisé au moyen d'éléments fluidiques dynamiques, formant la partie logique de ce générateur. Ce choix permet d'obtenir une solution homogène, une simplification du circuit logique et un entretien minimal.



  La fig. 3 décrit dans le temps la physionomie des fonctions d'entrée, de sortie, et logiques représentées respectivement sous la forme des groupes de schémas E, S et L.



   Afin de faciliter la lecture des schémas, on trouvera ci-après, une légende des symboles qui s'y trouvent.



     P,    est la pression de l'air utilisé pour faire fonctionner les muscles.



     Pl    et P2 sont les pressions envoyées par les soufflets 18 et 17, respectivement, au générateur de fonctions.



   At représente le décalage entre le début des pressions   Pl    et P2.



     T1    représente la durée totale des phases de l'enroulement et du déroulement du pied, c'est-à-dire, la durée du contact de la prothèse avec le sol.



   k est une constante destinée à déterminer la durée de   t1    qui correspond à la durée d'après laquelle le muscle   Ml    est actionné à la suite de la pression initiale, en fonction de   Tl.   



   T est la durée d'un cycle complet ou la période du cycle.



   Les quatre schémas de la sortie S représentent chacun la durée et l'ordre de mise sous pression des quatre muscles artificiels   Ml,      Mol',    M2, M2,, respectivement. Cette commande est produite par l'ouverture sélective des valves   Vl    à V4 au moyen du dispositif de commande 19.



   Ces quatre schémas de sortie montrent que, alors que   Farticula-    tion du genou est maintenue dépliée au début de la pression exercée sur le soufflet du talon 18, le muscle M2 reste gonflé un court instant pour que le talon prenne contact avec le sol, ce qui permet d'escamoter les irrégularités du sol. Ensuite, le pied est libéré autour de la cheville 13 lorsque la seconde pression P2 est exercée sur le soufflet 17, afin que la jambe puisse tourner librement autour de cette cheville 13. Lorsque les pressions P, et P2 cessent (début de la phase de balancement de la jambe),   M1,    est dégonflé et   Ml    est gonflé afin de plier l'articulation du genou.



  Simultanément M2, est gonflé afin de faire tourner le pied autour de la cheville 13 dans la direction F. Au bout du temps   T1,    déterminé.



  comme on   Fa    vu plus haut par le générateur de fonctions,   Ml    est dégonflé et   M I'    est gonflé. Les différents éléments de la prothèse se retrouvent dans la position de départ, prêts pour recommencer un autre cycle.



   L'instant choisi pour gonfler   M2,    un peu avant le début d'un nouveau cycle de la marche. ainsi que l'instant choisi pour dégonfler   Ml    et M2, sont déterminés par des constantes, en fonction de   Tl,    de la même manière que   l'on    détermine l'instant   Tl,    auquel est gonflé   Mol'.   



   Il est important que le générateur de fonctions cesse de faire fonctionner les muscles, lorsque le porteur de la prothèse n'observe pas un rythme de marche normal, notamment lorsqu'il est à l'arrêt ou lorsqu'il pose le pied à plat. Comme on le remarque. en effet, sur le graphique de gauche du schéma des fonctions logiques L, la pression d'alimentation   P,    ne se manifeste que lorsque l'écart entre le début des pressions P, et P2 enregistrées par les soufflets 18 et 17 respectivement est comprise entre les limites   Atmjn    et   Atmax    En outre. cette pression   P,    est inversement proportionnelle à la durée enregistrée entre le début de ces pressions P, et P2. 

Claims (1)

1. REVENDICATION

   Prothèse de remplacement d'une partie d'un membre inférieur dont l'ossature comprend au moins quatre éléments articulés l'un à l'autre autour d'axes orthogonaux au plan de la marche, ces éléments devant remplacer respectivement, le premier. la cuisse, le deuxième, la jambe, le troisième, le tarse et le quatrième, le métatarse du pied, et des moyens de blocage unidirectionnels pour arrêter la rotation dudit deuxième élément vers l'avant dès que les premier et deuxième éléments se trouvent sensiblement dans le prolongement l'un de l'autre, caractérisée par le fait qu'elle comporte au moins un capteur de pression plantaire, une source d'énergie, deux moyens moteurs pour développer des couples antagonistes centrés sur l'axe autour duquel sont articulés les deux premiers éléments de l'ossature et agissant sur chacun de ces éléments,

   un réseau de distribution d'énergie disposé entre la source et les moyens moteurs, des organes de contrôle du débit d'énergie amenée par ce réseau à chaque moyen moteur, un générateur de fonction relié, par son entrée audit capteur et, par chaque sortie, à un desdits organes de contrôle du débit d'énergie, ce générateur étant agencé de manière à commander une alimentation sélective en énergie des différents moyens moteurs, le tout de manière à pouvoir réaliser une animation de la prothèse, simulant le compo tement d'une jambe lors de la marche.