DE19521464C2

DE19521464C2 - Verfahren zur Steuerung der Kniebremse eines Prothesen-Kniegelenkes sowie Oberschenkelprothese

Info

Publication number: DE19521464C2
Application number: DE19521464A
Authority: DE
Inventors: George Van Der Perre; Louis Peeraer; Jos Vander Sloten; Bruno Aeyels
Original assignee: Katholieke Universiteit Leuven
Current assignee: Katholieke Universiteit Leuven
Priority date: 1995-06-13
Filing date: 1995-06-13
Publication date: 1999-08-19
Anticipated expiration: 2015-06-14
Also published as: WO1996041599A1; DE19521464A1

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Steuerung der Kniebrem se eines ein Stumpfbett mit einem Prothesenunterteil mit ange schlossenem Prothesenfuß verbindenden Kniegelenkes, wobei das computergesteuerte Bremsmoment in Abhängigkeit von der Gehbewe gung des Prothesenträgers kontinuierlich zwischen "frei" und "blockiert" veränderbar ist, und die Gehbewegung durch im Stumpfbett gemessene EMG-Werte, im Fußbereich gemessene Druck werte, durch den jeweiligen Kniewinkel sowie die jeweilige, zwi schen Stumpfbett und Prothesenunterschenkel gemessene Winkelge schwindigkeit in Form elektrischer Signale (nachfolgend "Meßda ten") 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 ange schlossen 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 verän derbares Bremsmoment aufbringt;
- einem Kniegelenkgetriebe zur Übertragung des Bremsmomentes 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 Prothesenfußes angeordnet sind und Signale an die Steuereinheit abgeben;
- einem Meßgerät, das den jeweiligen Kniewinkel sowie die jeweilige Winkelgeschwindigkeit zwischen Prothesenober- 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 Kniege lenk steuert. Ein Mikroprozessor ermittelt aus einer Belastungs messung und einer Kniewinkelmessung das übliche Gangmuster und beaufschlagt an verschiedenen Gang-Übergangspunkten einen Motor, der seinerseits eine im Hydraulikdämpfer vorgesehene Ventilein richtung verstellt. Diese Ausführungsform ermöglicht dem Prothe senträger die Verwendung der Prothese in verschiedenen Gangarten einschließlich Treppensteigen und sich hinsetzen.

Die DE 39 09 672 C2 offenbart eine schwungphasengeregelte Ober schenkelprothese mit einem Oberschaft, der mit einem Unterschaft gelenkig über eine Kniegelenkwelle verbunden und von einem Druckzylinder beaufschlagt ist. Der Druckzylinder wird über ein Ventil angesteuert, dessen Öffnungsgrad durch eine Regulierein richtung in Abhängigkeit von mehreren während Gehversuchen aus gewählten Gehgeschwindigkeiten eingestellt wird. Vorgesehen ist eine Betriebsart-Wähleinrichtung zur Wahl verschiedener Öff nungsgrade für mehrere unterschiedliche Gehgeschwindigkeiten in einem Lehrprogrammeingabebetrieb sowie für einen Playbackbe trieb. Vorgesehen sind ferner eine die Öffnungsgrade ermittelnde Erfassungseinrichtung, eine die Öffnungsgrade der Betriebsart- Wähleinrichtung speichernde Einrichtung, eine Schwung- und Standphasen erfassende Phasenermittlungseinrichtung, eine Geh geschwindigkeits-Ermittlungseinrichtung, die die tatsächliche Gehgeschwindigkeit aufgrund der jeweiligen Zeitspannen der durch die Phasenermittlungseinrichtung erfaßten Schwung- und Standpha sen ermittelt, sowie eine Steuereinrichtung, die die tatsächlich von der Gehgeschwindigkeit-Ermittlungseinrichtung ermittelte Gehgeschwindigkeit mit den entsprechenden gespeicherten Öff nungsgraden der Betriebsart-Wähleinrichtung vergleicht und den Öffnungsgrad des Ventils einstellt. Gesteuert wird somit nur die Schwingphase. Als Sensoren werden verwendet ein Kniewinkelsensor und Streck-Endschalter. Die Zeitdauer der Standphase wird als Parameter benutzt zur Steuerung des Dämpfungskoeffizienten in der Schwingphase.

Auch die französische Patentanmeldung 26 23 086 A1 offenbart eine pneumatische Kniebetätigungseinrichtung. Als Sensoren wer den verwendet entweder Fußkontaktsensoren oder Belastungsmessun gen in Kombination mit einem Streck-Endschalter. Die Steuerung löst während der Standphase eine automatische Knieblockierung aus und paßt während der Schwingphase den Dämpfungskoeffizienten der Gangzyklusdauer an.

Die US-A-5,062,857 offenbart ein Verfahren zur automatischen Blockierung einer hydraulischen Kniebremse in Abhängigkeit myo elektrischer Meßsignale. Dieses vorbekannte Verfahren verarbei tet ausschließlich EMG-Signale und gibt nur die Wahl zwischen zwei Werten: völlige Blockierung oder aber Freigabe der Knie bremse. Die Steuerung reagiert nur in gefährlichen Situationen (der Prothesenträger verliert das Gleichgewicht oder er stol pert); eine Steuerung der Kniebremse während normaler Gehbewe gungen ist weder vorgesehen noch möglich.

Der Aufsatz HORN, G. W.: Electro-Control: am EMG-Controlled A/K Prosthesis (Med. & biol. Engn, Vol. 10, 1972, Seiten 61 bis 73) offenbart auch nur eine Kniebremssteuerung zwischen den Stellun gen "blockiert" und "frei" und zwar in Abhängigkeit von nur ei nem EMG-Signal. Vorgesehen ist lediglich eine Gelenkblockierung in Beugestellung, nicht aber in Streckstellung. Offenbart ist überdies lediglich eine mechanische Blockierung, die kein kon tinuierliches, gesteuertes Bremsen zuläßt.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine den verschiedenen natürlichen Gangarten besser angepaßte Kniebremssteuerung 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 vorgege bener, zuvor für diesen Prothesenträger ermittelten Gangar ten, wie z. B. Gehen auf einem ebenen Untergrund, Treppen steigen, Treppenabstieg, das Gehen auf einer ansteigenden oder abschüssigen Fläche, Bewegungen im Stillstand, durch Auswerten von zumindest einigen der jeweils übermittelten Meßdaten;
b) Auswahl des dieser ermittelten Gangart zugeordneten Steuer programms;
c) für jedes Steuerprogramm wird eine als Zeitspanne definier te Schrittperiode zwischen zwei aufeinanderfolgenden Fer sen/Boden-Kontakten unterteilt in mehrere Phasen, deren jeweiliger Endpunkt durch diese Phase vorgegebene, jeweils übermittelte Meßdaten bestimmt wird;
d) während jeder Phase wird kontinuierlich der genaue, sich aus dem ausgewählten Steuerprogramm für diesen Phasenab schnitt der augenblicklichen Gangart ergebende Bremswert errechnet, mit dem dann die Kniebremse beaufschlagt wird.

Ferner kann es zweckmäßig sein, wenn zusätzliche Meßdaten ermit telt werden aus den am Knie sowie an der Hüfte angreifenden Mo menten.

Erfindungsgemäß geht man aus von einer Schrittperiode, die defi niert ist als zeitlicher Abstand zwischen zwei Fersen/Boden-Kon takten. Diese Schrittperiode wird auf einer Zeitachse aufgetra gen und dann in eine bestimmte Anzahl von Schrittphasen unter teilt, wobei jeweils zwischen zwei Phasen ein Übergang, also ein Wechsel von der einen zur anderen Phase vorgesehen ist. Jede Phase stellt somit einen zeitlichen Teilabschnitt einer Schritt periode dar, wobei während der Phase eine gesteuerte Kniebewe gung stattfindet. Jeder Phasenübergang 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 Steuerpro gramm zugeordnet ist. Es kann aber festgelegt werden, daß ein Wechsel von dem Steuerprogramm der gerade benutzten Gangart zu dem Steuerprogramm einer anderen Gangart nur bei einer zuvor ausgewählten speziellen Phase der Schrittperiode der gerade be nutzten oder aber der neuen Gangart vorgenommen wird.

Erfindungsgemäß erfolgt die Ermittlung der jeweils ausgeübten Gangart durch Vergleich der übermittelten Ist-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 vorgegebe nen Gangarten für jeden abgetasteten Hüftgelenkmuskel über eine Schrittperiode eine die Muskelaktivität wiedergebende Kurve er stellt 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 genannten dreißig Meßwerten einer Muskelaktivitätskurve der gerade ermittelte Istwert verglichen werden muß. Es muß also eine Zuordnung innerhalb der Schrittpe riode erfolgen. Diese Schrittperiode ist jedoch für verschiedene Gangarten unterschiedlich und kann selbst innerhalb derselben Gangart variieren. Da aber die Ist-Meßdaten in realer Zeit, also über einen bestimmten Zeitablauf übermittelt werden, die Refe renzdaten aber für einen vorgegebenen Zeitablauf und damit übli cherweise in Prozentangaben bezogen auf die Schrittperiode vor liegen, ein Vergleich der Realzeit mit Prozentangaben aber nicht möglich ist, muß die tatsächliche Schrittperiode in ihrer "Zeit länge" der Referenz-Schrittperiode angepaßt werden. Dies wird wie folgt vorgenommen:

Nachdem man für jede der vorgegebenen Gangarten für jeden abge tasteten Hüftgelenkmuskel über eine Schrittperiode eine die Mus kelaktivität wiedergebende Kurve erstellt hat, werden dann die diese Kurve definierenden EMG-Meßdaten durch äquidistante linea re Interpolation auf eine bestimmte Anzahl EMG-Referenzwerte reduziert, die dann die EMG-Referenzkurve definieren. Der erste sowie der letzte EMG-Referenzwert entspricht dann den EMG-Meß daten bei Fersen/Boden-Kontakt. Zum Vergleich einer bestimmten Anzahl Ist-EMG-Meßdaten mit übereinstimmenden Referenz-EMG-Meß daten wird der jeweilige Zeitpunkt innerhalb der Schrittperiode ermittelt und zwar durch Vorausberechnung der Zeit des Endpunk tes der jeweiligen Phase. Es werden dann zu den Ist-Meßdaten die ihnen in Gangzeit am nächsten kommenden EMG-Referenzwerte der EMG-Referenzkurve herausgesucht. Dabei hat es sich als zweckmä ßig erwiesen, nicht alle EMG-Daten der kompletten Schrittperiode zu benutzen, sondern nur EMG-Daten aus einem bestimmten Ab schnitt 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 Schrittpe riode bestimmte Gang-Fixpunkte zu definieren. Zum Beispiel in folgender Reihenfolge:

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

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

Die "online" Gang-Zeitbasis bestimmt die Gangzeit des momenta nen Zeitpunktes, bevor die derzeitige Schrittperiode beendet ist. Und dies erfolgt erfindungsgemäß durch Vorausberechnen 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 folgende Merkmale gelöst:

a) zumindest zwei Fußdrucksensoren sind in nach unten offenen Ausnehmungen in der Fußsohle angeordnet und zwar im Fersen bereich 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 Bremsmoment be stimmt;
c) ein Einstell- und Kalibriersystem zur Anpassung des die Bremse beaufschlagenden Steueralgorithmus an den Gang des Prothesenträgers.

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

Die Kniebremse wird vorzugsweise mit einer konstanten Frequenz, z. B. 100 Hz beaufschlagt. Grundsätzlich lassen sich alle Meß daten jederzeit vollständig verarbeiten; in der Praxis werden aber nur jeweils ausgewählte Meßdaten für die einzelnen Berech nungen herangezogen. In jedem Fall werden alle Meßdaten von ei nem Computer über eine bestimmte Zeit gespeichert (z. B. über 2,5 sek.), also nicht sofort vernichtet.

Für das Kniegelenkgetriebe werden erfindungsgemäß drei Alterna tiven vorgeschlagen.

Erfindungsgemäß ist es grundsätzlich möglich, die genannten EMG- Elektroden zur Identifizierung der Gangart, der Gangphase inner halb 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-Messun gen.

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 zwi schen 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 Steuerung des Kniebremsmomentes sowohl in der Standphase als auch in der Schwungphase ermöglichen. Die Kombi nation dieser drei Merkmalskomplexe führt zu einem zweischichti gen Steuersystem: die erste Schicht beinhaltet die Identifizie rung der Gangart und -phase sowie die Auswahl des gangartspezi fischen Steueralgorithmus, während die zweite Schicht definiert ist durch die direkte Steuerung des Kniebremsmomentes unter Ver wendung des geeigneten Algorithmus.

Als Ergebnis hiervon paßt sich die Prothese automatisch an die Gangart und -phase des Prothesenträgers an. Ein wesentlicher Vorteil der erfindungsgemäß gestalteten Oberschenkelprothese ist darin zu sehen, daß eine Anpassung an den jeweiligen Prothesen träger ausschließlich in der Software, nicht aber in der Hardwa re erfolgen muß. Dies vereinfacht eine Anpassung beträchtlich.

Weitere Merkmale der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprü che und werden in Verbindung mit weiteren Vorteilen der Erfin dung anhand mehrerer Ausführungsbeispiele erläutert.

In der Zeichnung sind einige als Beispiele dienende Ausführungs formen der Erfindung dargestellt. Es zeigen:

Fig. 1 in schematischer Darstellung eine Oberschenkelpro these;

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 Unteransicht;

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

Fig. 8 das Kniegelenk gemäß Fig. 7 in seitlicher Vorder ansicht;

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 Horizontalschnitt 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 Darstellung gemäß Fig. 10;

Fig. 14 das Kniegelenk gemäß Fig. 12 in einer Darstellung gemäß Fig. 11;

Fig. 15 in schaubildlicher Darstellung eine dritte Ausfüh rungsform für ein Kniegelenk;

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

Fig. 17 eine schematische Darstellung für die Definition des Kniewinkels;

Fig. 18 in schematischer Darstellung eine Oberschenkelpro these, deren Prothesenunterschenkel mit Dehnungs meßstreifenpaaren bestückt ist;

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

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

Fig. 21 elektronische Hardware in einem Blockschaltbild;

Fig. 22 ein Blockschaltbild für eine digitale Steuerein heit und

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

Die in Fig. 1 dargestellte Oberschenkelprothese besteht im we sentlichen aus einem Stumpfbett 1, das zur Verbindung mit einem Oberschenkelstumpf des Prothesenträgers ausgebildet ist, aus einem Prothesenunterschenkel 2, an den ein Prothesenfuß 3 ange schlossen ist und aus einem Kniegelenk 4, das über eine Knieach se 5 einen oberen Kniegelenkanschluß 6 für das Stumpfbett 1 ge lenkig verbindet mit einem unteren Kniegelenkanschluß 7 für den Prothesenunterschenkel 2. Im Stumpfbett 1 sind EMG-Sensoren 8 und in der Unterseite des Prothesenfußes 3 sind Fußdrucksensoren 9 angedeutet. Am Kniegelenk 4 sind ein Kniewinkelsensor 10 sowie eine Bremse 11 schematisch 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 Pro thesenunterschenkel 2 integriert sein können. In einer Alterna tivlösung ist die Steuerung der Kniebremse 11 durch einen exter nen Computer möglich.

Die Fig. 2 und 3 lassen erkennen, daß drei EMG-Sensoren 8 vorgesehen sind, die jeweils einem das Hüftgelenk beaufschlagen den Muskel zugeordnet sind nämlich den Muskeln rectus femoris, 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 Anschlüsse der EMG-Sensoren 8 sind außen am Stumpfbett 1 verlegt. 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 Fußdrucksensor liegt im Fersenbereich, der zweite im Bereich eines Os metatar sale, 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 Pro thesenfuß-Lauffläche ausgefüllt ist.

Zur Verstärkung der das Kniegelenk beaufschlagenden Bremskraft ist ein Kniegelenkgetriebe vorgesehen. Die Fig. 7 bis 11 zei gen eine erste Ausführungsform für ein Kniegelenkgetriebe 16. Die Knieachse 5 sitzt zusammen mit einem ersten Getriebezahnrad 17 fest am oberen Kniegelenkanschluß 6, während der untere Knie gelenkanschluß 7 als Getriebegehäuse 18 ausgebildet ist, das die Lagerung für die Knieachse 5 bildet und das eigentliche Getrie be, die Bremse 11 und ein Codiergerät umfaßt, das über den Knie winkelsensor 10 den jeweiligen Kniewinkel und außerdem die je weilige Winkelgeschwindigkeit zwischen Prothesenober- und -un terschenkel mißt und in Form elektrischer Signale an eine Steu ereinheit 19 abgibt (siehe Fig. 21).

Die in der Zeichnung im Detail nicht näher dargestellte Bremse 11 ist eine Magnetpulverbremse, die über gepulste Steuersignale einer Pulsweiten-Modulartionsschaltung (PWM-Schaltung) angesteu ert wird, wobei die Pulsweite den durch die Bremse fließenden Strom und somit das Bremsmoment bestimmt. Das erste Kniegelenk getriebe 16 ist ein zweistufiges Untersetzungsgetriebe mit par allel zueinander angeordneter Knieachse 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 Strecklage des Prothesenunterschenkels 2. Fig. 8 zeigt außerdem einen fe derelastischen Vorbringer 26, während in Fig. 9 eine auf der Bremswelle 21 sitzende Kniewinkel-Codierscheibe 27 angedeutet ist, der das vorstehend erwähnte, in Fig. 11 angedeutete Meß gerät 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 Brems welle bildenden Knieachse 5 sitzt drehfest ein Zahnrad 30, das mit einem Zahnrad 31 einer Zwischenwelle 32 kämmt, die über ein zweites Zahnrad 33 im Eingriff steht mit einem fest mit dem obe ren Kniegelenkanschluß 6 verbundenen Zahnrad 34.

Im übrigen wurden die mit dem ersten Kniegelenkgetriebe 16 über einstimmenden Bauteile mit denselben Bezugszeichen versehen.

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 Stumpfbett 1 und dem Prothesenunterschenkel 2 und den sich hieraus ergeben den Kniewinkel α.

Fig. 18 zeigt in schematischer Darstellung, daß der Prothesen unterschenkel 2 mit zwei Dehnungsmeßstreifenpaaren 40 bestückt ist, wobei - in der Sagittalebene gesehen - von jedem Dehnungs meßstreifenpaar 40 jeweils ein Dehnungsmeßstreifen vorn und der jeweils andere hinten am Prothesenunterschenkel 2 angeordnet sind. Es handelt sich um einen Sensor zur Messung des Kniemomen tes. 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 aufge tragen. Die Punkte B1 und B2 geben die von den beiden Dehnungs meßstreifenpaaren 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 BR und bei weiterer linearer Extrapolation 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 Pro thesenunterschenkels 2 blockiert sein.

In dem in Fig. 19 gezeigten Diagramm sind auf der lotrechten Achse der jeweils gemessene Fußdruck in Prozent bzw. der jeweils gemessene Kniewinkel α in Winkelgrad aufgetragen, während 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 Drucksensor im Kopfbereich des Os metatarsale I eingezeichnet. Eingetragen ist ferner die Kurve Kα für den jeweiligen Kniewinkel.

Die im Diagramm dargestellte Schrittperiode ist die Zeitspanne zwischen zwei aufeinanderfolgenden Fersen/Boden-Kontakten des Prothesenfußes 3. Diese Schrittperiode ist erfindungsgemäß un terteilt in mehrere Phasen (in dem dargestellten Beispiel in acht Phasen), deren jeweiliger Endpunkt durch für diese Phase vorgegebene Meßdaten bestimmt ist. Dabei werden jeder Phase be stimmte, sich während dieser Phase gegebenenfalls ändernde Bremswerte zugeordnet, mit denen die Kniebremse 11 beaufschlagt wird.

In der unteren Darstellung der. Fig. 19 zeigen die drei rechts von der gestrichelten Linie liegenden Phasen 1 bis 3 die Körper haltungsphase, die links von der gestrichelten Linie eingezeich neten 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 Phasendia gramm ein etwas vereinfachtes Beispiel für das Gehen auf ebenem Untergrund. Auch hier bedeuten die durch einen Kreis symboli sierten Phasen jeweils einen kurzen Zeitabschnitt von einer Schrittperiode, wobei während jeder Phase eine gesteuerte Knie bewegung stattfindet. Die Pfeile zwischen den Phasen geben den jeweiligen Phasenübergang an. Es handelt sich hier um vorgegebe ne Schwellenwerte bzw. Fixpunkte, die den Endpunkt einer Phase definieren und jeweils von durch Sensoren übermittelte Meßdaten bestimmt werden.

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

Gemäß Fig. 22 weist die Steuereinheit 19 einen Mikrocontroller aufbau auf, der einen Mikrocontroller 45, zumindest einen RAM sowie eine serielle Schnittstelle zum bidirektionalen Datenaus tausch mit dem externen Computer 43 umfaßt. Der Mikrocontroller 45 umfaßt zur Speicherung der Betriebs- und Steuerungssoftware sowie der festen Daten 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 Mikrocontroller aufbau in einer Master-Slave-Konfiguration auf, wobei der Mastercontroller 46 mit dem Meßgerät 28 und den Fußdrucksensoren 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 jeweils eine eigene Periphe rieschaltung, 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 Prothesenträgers kontinuierlich zwischen "frei" und "blockiert" veränder bar ist, und die Gehbewegung durch im Stumpfbett (1) gemessene EMG-Werte, im Fußbereich gemessene Druckwerte, durch den jeweiligen Kniewinkel sowie die jeweilige, zwischen Stumpfbett (1) und Prothesenunterschenkel ge messene Winkelgeschwindigkeit in Form elektrischer Sig nale (nachfolgend "Meßdaten") charakterisiert wird, gekennzeichnet durch folgende Merkmale:

a) Ermittlung der jeweiligen Gangart aus einer Anzahl vorgegebener, zuvor für diesen Prothesenträger er mittelten Gangarten, wie z. B. Gehen auf einem ebe nen Untergrund, Treppensteigen, Treppenabstieg, das Gehen auf einer ansteigenden oder abschüssigen Flä che, Bewegungen im Stillstand, durch Auswerten von zumindest einigen der jeweils übermittelten Meßda ten;
b) Auswahl des dieser ermittelten Gangart zugeordneten Steuerprogramms;
c) für jedes Steuerprogramm wird eine als Zeitspanne definierte Schrittperiode zwischen zwei aufeinan derfolgenden Fersen/Boden-Kontakten unterteilt in mehrere Phasen, deren jeweiliger Endpunkt durch für diese Phase vorgegebene, jeweils übermittelte Meß daten bestimmt wird;
d) während jeder Phase wird kontinuierlich der genaue, sich aus dem ausgewählten Steuerprogramm für diesen Phasenabschnitt der augenblicklichen Gangart erge bende Bremswert errechnet, mit dem dann die Knie bremse beaufschlagt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zu sätzliche Meßdaten ermittelt werden aus den am Knie sowie an der Hüfte angreifenden Momenten.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die vorgegebenen Gangarten mit Hilfe der unterschiedlichen, sich aus der Messung der am Knie und an der Hüfte angrei fenden Momente ergebenden Meßdaten definiert werden.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Ermittlung der jeweiligen Gangart durch Vergleich der übermittelten Ist-Meßdaten mit den für jede Gangart vorgegebenen Referenz-Meßdaten erfolgt.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenz-Meßdaten aus den für jede einzelne Gangart gemes senen EMG-Daten ermittelt werden.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß für jede der vorgegebenen Gangarten für jeden abgetasteten Hüftgelenkmuskel über eine Schrittperiode eine die Muskel aktivität wiedergebende Kurve erstellt wird, daß dann die diese Kurve definierenden EMG-Meßdaten durch equidistante lineare Interpolation auf eine bestimmte Anzahl EMG-Refe renzwerte reduziert werden, die dann die EMG-Referenzkurve definieren, und daß zum Vergleich einer bestimmten Anzahl Ist-EMG-Meßdaten mit übereinstimmenden Referenz-EMG-Meßda ten der jeweilige Zeitpunkt innerhalb der Schrittperiode ermittelt wird durch Vorausberechnung der Zeit des Endpunk tes der jeweiligen Phase, wobei dann zu den Ist-Meßdaten die ihnen in Gangzeit am nächsten kommenden EMG-Referenz werte der EMG-Referenzkurve herausgesucht werden.

7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß ein Wechsel von dem Steuerprogramm der gerade benutzten Gangart zu dem Steuerprogramm einer ande ren Gangart nur bei einer zuvor ausgewählten speziellen Phase der Schrittperiode der gerade benutzten oder aber der neuen Gangart vorgenommen wird.

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

9. Oberschenkelprothese, mit

1. einem Stumpfbett (1), das zur Verbindung mit einem Oberschenkelstumpf des Prothesenträgers ausgebildet ist;
2. einem Prothesenunterschenkel (2), an den ein Prothe senfuß (3) angeschlossen ist;
3. einem Kniegelenk (4), das über eine Knieachse (5) ei nen oberen Kniegelenkanschluß (6) für das Stumpfbett (1) gelenkig verbindet mit einem unteren Kniegelenkan schluß (7) für den Prothesenunterschenkel (2);
4. einer computergesteuerten Bremse (11), die auf eine Bremswelle (21; 5; 37) ein zwischen "frei" und "blockiert" kontinuierlich veränderbares Bremsmoment aufbringt;
5. einem Kniegelenkgetriebe (16; 29; 35) zur Übertragung des Bremsmomentes von der Bremswelle (21; 5; 37) auf die Knieachse (5);
6. einer Steuereinheit (19), die über einen Steueralgo rithmus die Bremse (11) in Abhängigkeit von der Gehbe wegung des Prothesenträgers beaufschlagt;
7. EMG-Sensoren (8), die im Stumpfbett (1) zur Anlage an bestimmten Oberschenkelmuskeln angeordnet sind und Signale an die Steuereinheit (19) abgeben;
8. Fußdrucksensoren (9), die in der Lauffläche des Pro thesenfußes (3) angeordnet sind und Signale an die Steuereinheit (19) abgeben;
9. einem Meßgerät (28), das den jeweiligen Kniewinkel sowie die jeweilige Winkelgeschwindigkeit zwischen Prothesenober- und -unterschenkel (2) mißt und in Form elektrischer Signale an die Steuereinheit (19) abgibt; insbesondere zur Durchführung des Verfahrens nach ei nem 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 Pulsweiten-Modu lationsschaltung (PWM-Schaltung) angesteuert wird, wobei die Pulsweite den durch die Bremse fließen den Strom und somit das Bremsmoment bestimmt;
- c) ein Einstell- und Kalibriersystem zur Anpassung des die Bremse (11) beaufschlagenden Steueralgorithmus an den Gang des Prothesenträ gers.

10. Oberschenkelprothese nach Anspruch 9, gekennzeichnet durch einen dritten Fußdrucksensor (9) im Bereich eines Os meta tarsale und einen vierten Fußdrucksensor (9) im Zehenbe reich.

11. Oberschenkelprothese nach Anspruch 9 oder 10, dadurch ge kennzeichnet, daß in der Innenwandung des Stumpfbettes (1) zumindest zwei EMG-Sensoren (8) festgelegt sind, deren elektrische Anschlüsse außen am Stumpfbett (1) verlegt sind.

12. Oberschenkelprothese nach Anspruch 11, dadurch gekennzeich net, daß die zwei EMG-Sensoren (8) den Muskeln rectus femo ris und hamstrings zugeordnet sind.

13. Oberschenkelprothese nach Anspruch 11 oder 12, gekennzeich net durch einen dritten, dem adductor longus zugeordneten EMG-Sensor (8).

14. Oberschenkelprothese nach Anspruch 11, 12 oder 13, dadurch gekennzeichnet, daß die EMG-Sensoren federelastisch festge legt sind.

15. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 9 bis 14, da durch gekennzeichnet, daß der Abstand der EMG-Sensoren (8) vom Rand (1a) des Stumpfbettes (1) etwa 10 cm beträgt. ( Fig. 2)

16. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 9 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß sich jeder Fußdrucksensor (9) gegen eine Metalleinlage (14) abstützt, die in eine Ausneh mung (15) eingelegt ist, die um den Fußdrucksensor (9) her um mit dem Material der Prothesenfuß-Lauffläche ausgefüllt ist. (Fig. 5 und 6)

17. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 9 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß jeder Fußdrucksensor (9) die Größe des von der Sensor-Kontaktfläche auf den Boden ausge übten Drucks in Form elektrischer Signale abgibt.

18. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 9 bis 17, ge kennzeichnet durch einen Sensor zur Messung des Kniemomen tes.

19. Oberschenkelprothese nach Anspruch 9, dadurch gekennzeich net, daß der Kniemoment-Sensor aus zumindest zwei Dehnungs meßstreifenpaaren (40) besteht, die in der Sagittalebene jeweils vorn und hinten am Prothesenunterschenkel (2) an geordnet sind. (Fig. 18)

20. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 9 bis 19, gekennzeichnet durch einen Sensor zur Messung des Hüftmo mentes.

21. Oberschenkelprothese nach Anspruch 20, dadurch gekennzeich net, daß der Hüftmoment-Sensor aus zumindest zwei Dehnungs meßstreifenpaaren (40) besteht, die in der Sagittalebene jeweils vorn und hinten am Prothesenunterschenkel (2) an geordnet sind, und daß zur Messung das Kniegelenk (4) blockiert ist. (Fig. 18)

22. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 9 bis 21, da durch gekennzeichnet, daß die Knieachse (5) sowie ein er stes Getriebezahnrad (17) fest am oberen Kniegelenkanschluß (6) sitzen, während der untere Kniegelenkanschluß (7) als Getriebegehäuse (18) ausgebildet ist, das die Lagerung für die Knieachse (5) bildet und Getriebe, Bremse (11) und Ko diergerät (28) umfaßt.

23. Oberschenkelprothese nach Anspruch 22, gekennzeichnet durch ein zweistufiges Untersetzungsgetriebe (16) mit parallel zueinander angeordneter Knieachse (5), Zwischenwelle (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)

24. Oberschenkelprothese nach Anspruch 22, dadurch gekenn zeichnet, daß die Knieachse (5) zugleich als Bremswelle ausgebildet und sowohl im oberen als auch im unteren 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)

25. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 9 bis 24, da durch gekennzeichnet, daß das Kniegelenkgetriebe (35) einen an seinem einen Ende fest mit dem oberen Kniegelenkanschluß (6) verbundenen Hebel (36) aufweist, 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 Brems welle bildet und mit ihrem unteren Ende am unteren Kniege lenkanschluß (7) drehbar gelagert ist. (Fig. 15 und 16)

26. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 9 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß das Meßgerät (28) einen opti schen Encoder sowie eine auf einer Getriebewelle (21; 32; 37) sitzende Kodierscheibe (27) umfaßt. (Fig. 11 und 14)

27. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 9 bis 26, dadurch gekennzeichnet, daß sich die elektronische Hardware zusammensetzt aus der digitalen Steuereinheit (19), ihrer Verkabelung mit einer Energiequelle (42), den EMG- und Fuß drucksensoren (8, 9), dem Meßgerät (28) und der Bremse (11), und aus einem Anschluß für einen externen, das Einstell- und Kalibriersystem bildenden Computer (43) zum zeitweili gen Datenaustausch, Anpassung und Eichung der Steuereinheit (19). (Fig. 21)

28. Oberschenkelprothese nach einem der Ansprüche 9 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß die digitale Steuereinheit (19) in einem Gehäuse am Prothesenunterschenkel (2) angeordnet ist.

29. Oberschenkelprothese nach Anspruch 27 oder 28, dadurch ge kennzeichnet, daß der genannte Anschluß für den externen Computer (43) über Parallelkabel mit Schnittstellen für die Sensoren und Stellglieder verbindbar ist.