DE19521464C2 - Verfahren zur Steuerung der Kniebremse eines Prothesen-Kniegelenkes sowie Oberschenkelprothese - Google Patents
Verfahren zur Steuerung der Kniebremse eines Prothesen-Kniegelenkes sowie OberschenkelprotheseInfo
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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 BH. 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 (29)
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.
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