Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Steuerung einer Widerstandsänderung bei einem künstlichen Gelenk einer Orthese, eines Exoskelettes oder Prothese einer unteren Extremität, wobei das künstliche Gelenk ein Oberteil und ein Unterteil aufweist, die um eine Schwenkachse schwenkbar aneinander befestigt sind, wobei eine Widerstandseinheit zwischen dem Oberteil und dem Unterteil befestigt ist, um einen Widerstand gegen eine Einbeugung oder Streckung des künstlichen Gelenks bereitzustellen und der Widerstandseinheit eine Versteileinrichtung zugeordnet ist, über die der Widerstand verändert wird, wenn ein Sensorsignal einer der Versteileinrichtung zugeordneten Steuereinheit die VerStelleinrichtung aktiviert. Das Verfahren wird insbesondere zur Steuerung des Bewegungs- oder Dämpfungsverhaltens künstlicher Kniegelenke einge- setzt, ist jedoch nicht darauf beschränkt, sondern kann auch für Hüft- oder Knöchelgelenke eingesetzt werden.

Künstliche Gelenke für Orthesen, Exoskelette oder Prothesen weisen ein Oberteil mit einem oberen Anschlussteil und ein Unterteil mit einem unteren An- schlussteil auf, die gelenkig miteinander verbunden sind. An dem oberen Anschlussteil sind bei künstlichen Kniegelenke in der Regel Aufnahmen für einen Oberschenkelstumpf oder eine Oberschenkelschiene angeordnet, während an dem unteren Anschlussteil ein Unterschenkelrohr oder eine Unterschenkelschiene mit einem Prothesenfuß oder einem Fußteil angeordnet sind. Bei ei- nem noch vorhandenen Unterschenkel ist das Oberteil einer Prothese an einem Unterschenkelschaft angeordnet, an dem Unterteil ist der Prothesenfuß befestigt, bei Orthesen sind die jeweiligen Komponenten an den zugehörigen Gliedmaßen befestigt. Im einfachsten Fall sind das Oberteil und das Unterteil durch ein einachsiges Gelenk verschwenkbar miteinander verbunden. Um unterschiedliche Anforderungen während der verschiedenen Phasen eines Schrittes oder bei anderen Bewegungen oder Verrichtungen möglichst natürlich erfüllen zu können oder zu unterstützen, ist häufig eine Widerstandseinrichtung vorgesehen, die einen Flexionswiderstand und einen Extensionswiderstand be- reitstellt. Über den Flexionswiderstand wird eingestellt, wie leicht sich das Unterteil im Verhältnis zum Oberteil bei einer aufgebrachten Kraft verschwenken lässt. Der Extensionswiderstand bremst bei einem Kniegelenk die Vorwärtsbewegung des Unterteils und bildet unter anderem einen Streckanschlag aus, der Flexionswiderstand verhindert ein ungewolltes Einbeugen und begrenzt die maximale Einbeugung in der Schwungphase.

Aus der DE 10 2008 008 284 A1 ist ein orthopädietechnisches Kniegelenk mit einem Oberteil und einem verschwenkbar daran angeordneten Unterteil bekannt, dem mehrere Sensoren zugeordnet sind, beispielsweise ein Beugewin- kelsensor, ein Beschleunigungssenor, ein Neigungssenor und/oder ein Kraftsensor. In Abhängigkeit von den Sensordaten wird die Position des Extensions- anschlages ermittelt.

Die DE 10 2006 021 802 A1 beschreibt eine Steuerung eines passiven Prothe- senkniegelenkes mit verstellbarer Dämpfung in Flexionsrichtung zur Anpassung einer Protheseneinrichtung mit oberseitigen Anschlussmitteln und einem Verbindungselement zu einem Kunstfuß. Die Anpassung erfolgt an das Treppaufgehen, wobei ein momentenarmes Anheben des Prothesenfußes detektiert und die Flexionsdämpfung in einer Anhebephase auf unterhalb eines Niveaus, das für ein Gehen in der Ebene geeignet ist, abgesenkt wird. Die Flexionsdämpfung kann in Abhängigkeit von der Veränderung des Kniewinkels und in Abhängigkeit von der auf den Unterschenkel wirkenden Axialkraft angehoben werden.

Die DE 10 2009 052 887 A1 beschreibt unter anderem ein Verfahren zur Steu- erung eines orthetischen oder prothetischen Gelenkes mit einer Widerstandseinrichtung und Sensoren, wobei über Sensoren während der Benutzung des Gelenkes Zustandsinformationen bereitgestellt werden. Die Sensoren erfassen Momente oder Kräfte, wobei die Sensordaten von zumindest zwei der ermittel- ten Größen durch eine mathematische Operation miteinander verknüpft werden und dadurch eine Hilfsvariable errechnet wird, die der Steuerung des Beuge- und/oder Streckwiderstandes zugrunde gelegt wird. Zur Steuerung der Veränderung des Dämpfungsverhaltens werden gemäß dem Stand der Technik die Sensordaten quantitativ ausgewertet, das heißt, dass in der Regel bestimmte Grenzwerte vorgegeben werden, bei deren Erreichen oder Nichterreichen der Aktuator aktiviert oder deaktiviert wird, so dass die Widerstandseinrichtung einen erhöhten oder verringerten Flexions- oder Extensions- widerstand bereitstellt.

Patienten können Prothesen, Exoskelette oder Orthesen in verschiedenen Umgebungen einsetzen. Sie können Treppen abwärts gehen, Rampen abwärts gehen oder mit verschiedenen Geschwindigkeiten in der Ebene gehen. Weiter- hin können Lasten getragen werden, was sich ebenfalls auf das Verhalten der Prothese oder Orthese auswirkt. Insbesondere nach Beendigung der Schwungphase, also nach dem Aufsetzen des versorgten Beines, wenn das Körpergewicht auf das versorgte Bein verlagert wird, besteht für die Patienten vielfach das Bedürfnis nach erhöhter Sicherheit. Eine zu hohe initiale Flexions- dämpfung, also eine Dämpfung, die einer Einbeugung des künstlichen Kniegelenkes entgegenwirkt, würde aber zu einer stoßartigen Belastung in dem Hüftgelenk führen, was eine Verringerung des Tragekomforts und der Akzeptanz der Prothese oder Orthese zur Folge hätte. Moderne computergesteuerte Dämpfungseinrichtungen sind in der Lage, sehr präzise und schnell den Widerstand gegen eine Flexion oder Extension anzupassen. Limitierend sind die Genauigkeit der ermittelten oder erfassten Daten, die Komplexität der zu verarbeitenden Informationen, die Zuverlässigkeit der Detektion der jeweils ausgeführten Bewegung und der konstruktive Aufwand.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren zur Steuerung eines künstlichen Gelenkes einer unteren Extremität, insbesondere eines künstlichen Kniegelenkes, bereitzustellen, mit dem eine zuverlässige, schnelle und kosten- günstige Anpassung an unterschiedliche Gangsituationen und ein komfortables Gangverhalten bei gleichzeitiger maximaler Sicherheit erreicht werden kann.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Hauptanspruches gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen, der Beschreibung sowie den Figuren offenbart.

Das erfindungsgemäße Verfahren zur Steuerung einer Dämpfungsveränderung bei einem künstlichen Gelenk einer Orthese, eines Exoskelettes oder Prothese einer unteren Extremität, wobei das künstliche Gelenk ein Oberteil und ein Unterteil aufweist, die um eine Schwenkachse schwenkbar aneinander befestigt sind, wobei eine Widerstandseinheit zwischen dem Oberteil und dem Unterteil befestigt ist, um einen Widerstand gegen eine Einbeugung oder Streckung des künstlichen Gelenks bereitzustellen und der Widerstandseinheit eine Ver- stelleinrichtung zugeordnet ist, über die der Widerstand verändert wird, wenn ein Sensorsignal einer der Versteileinrichtung zugeordneten Steuereinheit die Versteileinrichtung aktiviert, sieht vor, dass der Widerstand in Abhängigkeit von der Lage und/oder Länge der Beinsehne und/oder deren zeitlichen Ableitungen verändert wird. Die Beinsehne wird somit als Steuerparameter oder Hilfsvariable eingesetzt, um auf Grundlage der Lage oder Länge oder einer Kombination aus Lage und Länge der Beinsehne zu erkennen, welche Bewegung gerade ausgeführt wird, so dass die notwendigen Widerstandsänderungen für die jeweilige Gangsituation oder anderen Aktivitäten wie Hinsetzen, Aufstehen, Fahr- radfahren, Rückwärtsgehen oder Ähnliches passend eingeleitet werden kann. Die Lage der Beinsehne liefert zuverlässig Informationen über die Orientierung des Beines, unabhängig von einer Einbeugung, beispielsweise einer Standphasenflexion oder Standphasenextension. Weiterhin lässt sich aus der Lage der Beinsehne und einer Verkürzung der Beinsehne ohne Lageänderung auf ein stationäres Einsinken schließen, eine Vorwärtsrotation der Beinsehne zeigt ein Rampenabwärtsgehen an, eine Rückwärtsrotation beispielsweise ein Hinsetzen. Auf der Grundlage der Auswertung dieser Informationen wird durch die Steuereinheit die Versteileinrichtung aktiviert, um den Widerstand in der Wi- derstandseinheit an die jeweilige Gangsituation anzupassen. Dazu werden Fle- xions- und Extensionswiderstand passend erhöht oder verringert. Die Länge der Beinsehne ergibt zudem Aufschluss über den Bewegungsfortschritt, verkürzt sich die Beinsehne beispielsweise bei einer Rückwärts rotation, kann dar- über der Fortschritt einer Hinsetzbewegung erfasst oder zumindest abgeschätzt werden. Dementsprechend erfolgt eine Anpassung des Widerstandes auf der Grundlage dieser Informationen. Ebenfalls relevant sind die zeitlichen Ableitungen hinsichtlich der Lage oder Länge der Beinsehne. Es werden die Geschwindigkeiten oder Beschleunigungen der jeweiligen Bewegung ermittelt, was beispielsweise Hinweise auf eine Gehgeschwindigkeit liefert, so dass dementsprechend geänderte Widerstandswerte in den jeweiligen Bewegungsphasen bereitgestellt werden. Das Verfahren ist nicht nur auf die Steuerung von Widerstandseinheiten in künstlichen Kniegelenken ausgerichtet, vielmehr können auch bei gedämpften Knöchelgelenken eine entsprechende Wider- Standseinheit in Abhängigkeit von der Länge und/oder Lage der Beinsehne o- der deren zeitlichen Ableitungen verändert werden. Gleiches gilt auch für eine Widerstandseinheit in einem Hüftgelenk. Das Verfahren kann bei einer Orthe- se, Prothese oder einer Sonderform der Orthese, nämlich einem Exoskelett, angewendet werden.

Als Beinsehne wird bevorzugt die Verbindungslinie zwischen einem Hüftdrehpunkt und einem Fußpunkt verwendet. Der Hüftdrehpunkt wird beispielsweise bei einem Prothesenkniegelenk über einen Orthopädietechniker ermittelt. Der Hüftdrehpunkt legt auch die Segmentlänge des Oberschenkels fest, die als Ab- stand zwischen der Schwenkachse oder Knieachse und dem Hüftdrehpunkt definiert ist. Zwischen der Knieachse und einem Fußpunkt ist die Unterschenkellänge definiert. Als Fußpunkt kann entweder die Fußmitte, der Momentanpol einer Abrollbewegung oder der Endpunkt der Lotlinie des Unterschenkels auf dem Sohlenniveau des Fußteils, des Prothesenfußes oder auf dem Boden de- finiert werden. Bei Orthesen oder Exoskeletten ist ein Fußteil zur Auflage eines noch vorhandenen natürlichen Fußes nicht unbedingt notwendig, wenn die Steuerung einer Widerstandseinheit zwischen einem Oberschenkelteil und einem Unterschenkelteil ausgeführt werden soll. Die Lage der Beinsehne oder auch der Beinsehnenwinkel kann als Summe aus einem ermittelten Unterschenkelwinkel und einem mit einem Faktor versehenen Kniewinkel abgeschätzt werden. Der Faktor liegt in einem Bereich zwi- sehen 0,4 und 0,6, vorteilhafterweise ist die Lage der Beinsehne zur Vertikalen abgeschätzt die Summe aus dem Unterschenkelwinkel zur Vertikalen und dem halbierten Kniewinkel. Alternativ kann die Lage der Beinsehne über den Unterschenkelwinkel, den Kniewinkel und die Oberschenkelsegmentlänge mit der Unterschenkelsegmentlänge errechnet werden. Die jeweiligen Segmentlängen sind bekannt und in der Steuerungseinrichtung hinterlegt. Der Unterschenkelwinkel kann über Lagesensoren ermittelte werden, der Kniewinkel, der die relative Verschwenkung um die Knieachse anzeigt, wird als Winkel zwischen der Verlängerung der Längserstreckung des Unterschenkels zu der Längserstreckung des Oberschenkels definiert, die Messung kann über einen Win- kelsensor erfolgen.

Der Unterschenkelwinkel und/oder der Oberschenkelwinkel können über einen Inertialwinkelsensor direkt gemessen werden. Alternativ kann ein Lagesensor an dem jeweiligen anderen Segment angeordnet sein, wobei über einen Knie- winkelsensor der Kniewinkel ermittelt und aus einer Kombination des Inertial- winkels des Oberschenkels mit dem Kniewinkel der Unterschenkelwinkel oder aus einer Kombination eines Lagesensors an dem Unterschenkel und dem Kniewinkelsensor der Oberschenkelwinkel ermittelt wird. Die Länge der Beinsehne kann aus dem Kniewinkel und den Segmentlängen von Oberschenkel und Unterschenkel bestimmt werden. Über die Länge der Beinsehne oder deren Veränderung über die Zeit ergeben sich Rückschlüsse auf Bewegungsgeschwindigkeiten, in deren Abhängigkeit die Widerstände in der Dämpfungseinheit verändert werden.

Der Widerstand in der Widerstandseinheit kann auch in Abhängigkeit von der Richtung der Veränderung der Lage und/oder Länge der Beinsehne verändert werden. So kann eine Vorwärtsrotation durch eine Verringerung des Beinseh- nenwinkels in Richtung auf eine Vertikale hin oder eine Vergrößerung des Beinsehnenwinkels von der Vertikalen weg als nachgebender Schritt beim Rampenabwärtsgehen detektiert werden, insbesondere, wenn die Beinsehnenlänge sich verkürzt. Aus der Verkürzung oder Verlängerung der Beinsehne ergibt sich ein Hinweis, ob eine Aufstehbewegung oder eine Hinsetzbewegung, ein Einsinken oder Aufstehen oder ein Treppab- oder Treppaufgehen ausgeführt wird.

Beim Vorwärtsgehen, also bei allen Gangsituationen, in denen eine Vorwärts- progression stattfindet, rollt das Bein nach vorne ab. Die Beinorientierung, also die Orientierung der Beinsehne und deren Änderung können somit als Fortschrittsparameter für einen Schritt betrachtet werden. Nach dem Fersenkontakt oder Heel Strike weist das Bein meist eine Rückwärtsneigung auf, das heißt, dass die Beinsehne zur Vertikalen entgegen der Gangrichtung nach hinten ge- neigt ist. Anschließend rollt das Bein nach vorne ab, der Beinsehnenwinkel verringert sich in Richtung auf die Vertikale und vergrößert sich dann von der Vertikalen, bis am Ende der Standphase eine maximale Vorwärtsneigung vorliegt. Um eine Unterscheidung der Gangsituation zu präzisieren, wird vorteilhafterweise ein Quotient aus der Veränderung der Lage der Beinsehne und der Ver- änderung des Oberschenkelwinkels oder Unterschenkelwinkels ermittelt und zur Beurteilung der Gangsituation verwendet. Der Oberschenkelwinkel oder Unterschenkelwinkel oder deren zeitliche Ableitungen korrelieren mit der Bewegung des Beines während des Schrittes. Beim Vorwärtsgehen in der Ebene rollen der Oberschenkel und der Unterschenkel ebenfalls nach vorne ab, dies tritt sowohl mit als auch ohne Standphasenbeugung ein. Beim Abwärtsgehen auf Rampen bleibt der Oberschenkelwinkel annähernd konstant, beim Treppabgehen kippt der Oberschenkel nach hinten ab, der Winkel vergrößert sich somit relativ zur Vertikalen. Je nach ermittelter Gangsituation wird dann der Widerstand angepasst, beispielsweise die Flexionsdämpfung erhöht oder für einen bestimmten Winkelbereich verringert, um ein Einbeugen beim alternierenden Treppabgehen zu ermöglichen.

Als Parameter zur Erkennung der Gangsituation kann insbesondere ein Quoti- ent aus der Änderung der Lage der Beinsehne und der Änderung des Oberschenkelwinkels oder des Unterschenkelwinkels ermittelt und verwendet werden. Insbesondere kann in Abhängigkeit von der Steigung des Graphen des jeweiligen Phasendiagrammes der Widerstand verändert werden. Wird der Oberschenkelwinkel oder Unterschenkelwinkel über die Beinsehnenlage oder den Beinsehnenwinkel aufgetragen, lassen sich Gangsituationen anhand der Steigung in dem Phasendiagramm unterscheiden. Die Steigung kann als oder aus einem Differenzenquotient Δφ, / Aq>j oder dem Differentialquotienten dcpi / dcpj des funktionellen Zusammenhangs zweier Winkel cpi und cpj bestimmt wer- den, wobei beispielsweise die momentane Tangente oder aber die Sekante über einen längeren Zeitraum herangezogen werden kann. Das Verhalten der Widerstandseinheit kann in Abhängigkeit von der Steigung an die entsprechende Situationen angepasst werden. Neben der Veränderung der Widerstandseinheit bzw. des Widerstandes auf der Grundlage der Steigung im Phasendiagramm der Winkel, ist ebenfalls vorgesehen, dass diese Veränderung des Widerstandes auch auf Grundlage_eines Quotienten aus deren zeitlichen Ableitungen erfolgt, nämlich aus dem Quotienten der Änderung der Beinsehnengeschwindigkeit und der Änderung der Ober- Schenkelgeschwindigkeit oder Unterschenkelgeschwindigkeit.

Eine weitere Präzisierung der Unterscheidung der verschiedenen Gangsituationen kann dadurch erfolgen, dass zur Detektion der Standphase oder des Stehens ein Kraftsensor eingesetzt wird, der eine auf das Unterteil einwirkende Axialkraft oder ein auf das Unterteil einwirkendes Moment erfasst. Ist das Unterteil unbelastet oder im Wesentlichen unbelastet, kann davon ausgegangen werden, dass sich die untere Extremität in der Schwungphase, Anhebephase oder Aufsetzphase befindet, was eine andere Einstellung der Widerstände erfordert als das Stehen oder die Standphase beim Gehen. Ein entsprechender Sensor kann hierzu die zusätzliche Information bereitstellen.

Vorteilhafterweise wird der Widerstand zusätzlich in Abhängigkeit von der Lage oder der Lageänderung des Oberteils und / oder des Unterteils verändert. Oberteil und Unterteil wirken vorteilhafterweise als Oberschenkel und Unterschenkel. Vorzugsweise wird der Widerstand insbesondere geändert, wenn die Lage und / oder die Lageänderung der Beinsehne einen vorbestimmten Grenzwert überschreitet oder unterschreitet.

Natürlich kann die Lage in Abhängigkeit aller dieser genannten Parameter oder nur einzelner der genannten Parameter geändert werden.

Die Widerstandseinheit kann beispielsweise als Aktuator, beispielsweise als hydraulische, pneumatische, magnetorheologische, magnetische, elektrische, mechanische oder elektromagnetische Widerstandseinheit ausgestaltet sein. Bei hydraulischen oder pneumatischen Widerstandseinheiten werden Überströmkanäle geschlossen, so dass diese Überströmkanäle kein Medium mehr aus einer Extensionskammer in eine Flexionskammer strömen kann. Auf diese Weise kann der Fluss des Mediums zwischen der Extensionskammer und der Flexionskammer ggf. auch vollständig unterbunden werden. Bei mechanischen Widerstandseinrichtungen wird beispielsweise die Reibung soweit erhöht, dass keine weitere Flexion stattfinden kann. Gleiches gilt für elektrisch aktuierte Widerstandseinheiten.

Es können auch Aktuatoren zum Einsatz kommen, die sowohl Energie aktiv in das System einbringen, als auch umgekehrt dem System Energie entziehen und auf diese Weise als Widerstandseinheit wirken. Aktuatoren können beispielsweise als Elektromotoren, hydraulische oder pneumatische Pumpen oder piezoelektrische Elemente ausgebildet sein.

Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der beigefügten Figuren näher erläutert. Es zeigen: Figur 1 - eine schematische Darstellung einer Beinprothese,

Figur 2 - eine schematische Darstellung einer Knieprothese mit Winkeln; Figur 3 - eine Darstellung gemäß Figur 2 mit einer Parameterzuordnung; Figuren 4a- 4c - Darstellungen unterschiedlicher Situationen beim Gehen;

sowie

Figur 5 - verschiedene Darstellungen eines Oberschenkelwinkels über der Beinorientierung.

In der Figur 1 ist in einer schematischen Darstellung eine Beinprothese mit einem Oberteil 1 abgebildet, an dem ein Oberschenkelschaft 10 zur Aufnahme eines Oberschenkelstumpfes befestigt ist. An dem Oberteil 1 ist ein Unterteil 2 in Gestalt eines Unterschenkelteils schwenkbar angeordnet. Das Unterteil 2 ist an dem Oberteil 1 um eine Schwenkachse 4 schwenkbar gelagert. Das Unterteil 2 weist ein Unterschenkelrohr 5 auf, an dessen distalen Ende ein Prothesenfuß 3 befestigt ist, in dem eine Einrichtung zur Ermittlung der wirksamen Axialkraft auf das Unterschenkelrohr 5 sowie des Knöchelmomentes, das um die Befestigungsstelle des Prothesenfußes 3 an dem Unterschenkelrohr 5 wirk- sam ist, untergebracht sein kann.

In oder an dem Unterteil 2 ist eine Widerstandseinrichtung 6, die beispielsweise als Dämpfer oder Aktuator ausgebildet sein kann, angeordnet, die sich zwischen dem Oberteil 1 und dem Unterteil 2 abstützt, um einen einstellbaren Ex- tensionswiderstand und Flexionswiderstand bereitzustellen. Der Widerstandseinrichtung 6 ist eine Ver-stelleinrichtung 7 zugeordnet, beispielsweise ein Motor, ein Magnet oder ein anderer Aktuator, über den der jeweilige Widerstand R innerhalb der Widerstandseinheit 6 verändert werden kann. Ist die Widerstandseinheit 6 als Hydraulikdämpfer oder Pneumatikdämpfer ausgebildet, kann über die Versteileinrichtung 7 der jeweilige Strömungsquerschnitt eines Überströmkanals vergrößert oder verkleinert werden. Ebenso kann durch die VerStelleinrichtung 7 der Strömungswiderstand auf eine andere Art und Weise variiert werden. Dies kann beispielsweise durch Öffnen oder Schließen von Ventilen oder Veränderungen von Viskositäten oder magnetorheologischer Eigenschaften geschehen. Ist die Widerstandseinheit als ein Elektromotor im Generatorbetrieb ausgebildet, kann durch Veränderung des elektrischen Widerstandes eine Vergrößerung oder Verringerung der jeweiligen Widerstände gegen eine Flexion oder Extension eingestellt werden. Die Widerstandseinheit kann auch als mechanischer Widerstand gegen eine Flexion oder Extension ausgebildet sein, als Reibbremse oder als Elastomerelement mit veränderlichem Verformungswiderstand oder ein magnetorheologischer Dämpfer. Um die VerStelleinrichtung 7 aktivieren oder deaktivieren zu können, ist eine Steuerungseinrichtung 8 dem Unterteil 2 zugeordnet, insbesondere in einer Unterschenkelverkleidung angebracht, über die ein entsprechendes Aktivie- rungs- oder Deaktivierungssignal an die Versteileinrichtung 7 abgegeben wird. Die Versteileinrichtung 7 wird auf der Basis von Sensordaten aktiviert oder de- aktiviert, die Sensordaten werden von einem oder mehreren Sensoren 9 geliefert, die an dem künstlichen Kniegelenk angeordnet sind. Dies können Winkelsensoren, Inertialwinkelsensoren, Beschleunigungssensoren und/oder Kraftsensoren sein. Die Sensoren 9 sind mit der Steuereinrichtung 8 verbunden, beispielsweise per Kabel oder über eine drahtlose Sendeeinrichtung. In dem dargestellten Ausführungsbeispiel ist der Sensor 9 unter anderem als Kniewinkelsensor oder Inertialwinkelsensor ausgebildet. Die Sensoren können an dem Oberschenkelschaft 10, dem Oberteil 1 , dem Unterteil 2, dem Unterschenkelrohr 5 oder dem Fußteil 3 angeordnet sein. Bei Orthesen sind die Sensoren an den jeweils korrespondierenden Schienen, Gelenkteilen oder Fußteilen befes- tigt, die Sensoren 9 können auch an der Gliedmaße selbst befestigt sein.

Über die Sensoren 9 wird der gesamte Schrittzyklus von dem Fersenstoß (Heel Strike) über die Zehenablösung bis zum erneuten, nachfolgenden Heel Strike HS überwacht, somit auch die gesamte Schwungphase mit der Schwungpha- senextension und der Schwungphasenflexion.

In der Figur 2 ist in einer Seitenansicht ein Prothesenkniegelenk mit dem Oberschenkelschaft 10, dem Oberteil 1 , dem schwenkbar um eine Knieachse 4 an- gelagerten Unterteil 2 mit der darin angeordneten Widerstandseinheit 6, dem distalen Unterschenkelrohr 5 und dem daran befestigten Prothesenfuß in einer eingebeugten Stellung gezeigt. Die Beinsehne Lc erstreckt sich zwischen einem Fußpunkt FP und einem Hüftdrehpunkt HR. Die Beinsehne Lc ist die Ver- bindung zwischen dem Hüftdrehpunkt HR und dem Fußpunkt Fp, über die Orientierung der Beinsehne Lc lassen sich Schlüsse auf die jeweils ausgeführte Bewegung ziehen, insbesondere können unterschiedliche Bewegungen oder Gangsituationen voneinander unterschieden werden. Der Fußpunkt Fp kann in der Fußmitte liegen, eine alternative Definition des Fußpunktes Fp ist der Mo- mentanpol der Polbewegung, die Schwenkachse eines Knöchelgelenkes oder die Verlängerung der Längserstreckung des Unterteils 2 auf dem Niveau der Fußsohle. Als Kenngröße für die Lage der Beinsehne Lc ist der Beinsehnenwinkel ψΒ eingezeichnet, der als Winkel zwischen der Beinsehne Lc und einer Vertikalen V definiert ist. In der dargestellten Position der Protheseneinrichtung ist das Oberteil 1 um einen Winkel relativ zum Unterteil 2 eingebeugt, die Beinsehne Lc ist somit in die Richtung nach hinten verkippt. Daraus ergibt sich, dass auch ein Oberschenkelwinke! φτ relativ zur Vertikalen V anliegt. Der Oberschenkelwinkel φτ vergrößert sich relativ zur Vertikalen V, wenn das Unterteil 2 beispielsweise senkrecht gehalten bleibt und das Oberteil 1 im darge- stellten Ausführungsbeispiel entgegen dem Uhrzeigersinn um die Schwenkachse 4 verschwenkt wird. Bezugsgröße für den Oberschenkelwinkel φτ ist die Verbindungslinie zwischen dem Hüftdrehpunkt HR und der Knieachse 4, die Entfernung der beiden Punkte voneinander entlang dieser Verbindungslinie definiert gleichzeitig die Oberschenkellänge LT.

In der Figur 3 ist zusätzlich zu den Größen gemäß Figur 2 der Kniewinkel φκ aufgetragen, der der Winkel zwischen dem Oberschenkelsegment, repräsentiert durch die Verbindungslinie zwischen der Knieachse 4 und dem Hüftdrehpunkt HR, und der Längserstreckung des Unterteils 2 ist. Der Kniewinkel φκ ist 0, wenn sich die Protheseneinrichtung in einer maximal extendierten Stellung befindet. Dies bedeutet, dass die Längserstreckung des Unterteils 2 mit der Längserstreckung des Oberteils 1 fluchtet, also die Verbindung zwischen der Knieachse 4 und dem Hüftdrehpunkt HR mit der Verbindungslinie zwischen der Knieachse 4 und dem Fußpunkt Fp fluchtet, wenn dieser auf der Achse der Längserstreckung des Unterschenkelrohrs 5 liegt.

Die Unterschenkellänge Ls wird definiert durch den Abstand zwischen der Knieachse 4 und dem Fußpunkt Fp. Der Unterschenkelwinkel cps ist der Winkel zwischen der Vertikalen V und der Verbindungslinie zwischen dem Fußpunkt FP und der Knieachse 4. Im dargestellten Ausführungsbeispiel mit dem eingebeugten Prothesenkniegelenk um einen Winkel φκ ist der Unterschenkelwinkel (ps positiv in Vorwärtsgehrichtung verkippt, der Oberschenkelwinkel φτ ist in Rückwärtsrichtung zur Vertikalen orientiert, die Beinsehne Lc ist um den Winkel φΒ nach hinten verkippt. Die Länge LB der Beinsehne Lc ist durch den Abstand zwischen dem Hüftdrehpunkt H R und dem Fußpunkt Fp definiert.

Die Länge LB der Beinsehne Lc lässt sich aus den bekannten Segmentlängen LT und Ls in Verbindung mit dem Kniewinkel berechnen. Neben Inertialwin- kelsensoren 9, die an dem Unterteil 2 oder dem Oberteil 1 bzw. dem Oberschenkelschaft 10 oder dem Unterschenkelrohr 5 angeordnet sein können, kann sich die Orientierung oder der Beinsehnenwinkel cpe auch aus einer Kombination des Unterschenkelwinkels cps in Verbindung mit einem gewichteten Kniewinkel φκ abschätzen lassen, wobei die Formel hierfür lautet , wobei d zwischen 0,4 und 0,6 liegt, insbesondere bei 0,5.

Durch die Kenntnis der Länge LB und Orientierung φε der Beinsehne Lc und ggf. der zeitlichen Ableitungen dieser Größen ist es möglich, die Abrollbewegung in der Standphase unabhängig von einer Standphasenbeugung oder Standphasenstreckung zu verfolgen und Kenntnis über den Bewegungsfort- schritt zu erlangen. Durch die Veränderung der Beinsehnenorientierung oder des Beinsehnenwinkels cps kann der Bewegungsfortschritt sowohl in der Standphase als auch in der Schwungphase verfolgt werden, so dass diese Größe zur Steuerung des Standphasenverhaltens und/oder Schwungphasenverhaltens durch Anpassung der Dämpfereinstellungen herangezogen werden kann.

Der Oberschenkelwinkel φτ ebenso wie der Unterschenkelwinkel (ps, die auch als Segmentwinkel bezeichnet werden können, können mittels Inertialsensoren gemessen werden, die sich auf dem jeweiligen Segment befinden. Alternativ erfolgt eine Berechnung über nur einen Inertialsensor auf dem jeweils nicht betroffenen Segment und dem Kniewinkel φ , der über einen Kniewinkelsensor ermittelt wird. In der Figur 4a sind zwei Abschnitte einer Beinstellung für das ebene Gehen abgebildet. Die linke Darstellung zeigt die Protheseneinrichtung kurz nach dem Fersenkontakt, die Länge LB der Beinsehne Lc ist nahezu maximal, da der nicht eingezeichnete Beinsehnenwinkel ψΒ nahezu dem Oberschenkelwinkel cps entspricht. Im weiteren Schrittverlauf findet eine Vorwärtsprogression statt, die Protheseneinrichtung rotiert insgesamt nach vorne, die Beinsehne Lc wird um den Fußpunkt FP, der auch in einem Knöchelgelenk liegen kann, nach vorne verschwenkt, so dass die Beinsehne Lc vor der Vertikalen liegt. Der Figur 4a ist zu entnehmen, dass sich über den großen Bereich der Vorwärtsprogression beim Gehen in der Ebene der Oberschenkel bzw. Oberschenkelschaft 10 zu- sammen mit der Beinsehne Lc bei nahezu gestrecktem Kniegelenk mit nach vorne verlagert, eine Veränderung des Kniewinkels findet nicht statt.

In der Figur 4b ist das Gehen auf einer abwärts gerichteten Rampe gezeigt. In der linken Darstellung ist eine vergrößerte Beugung im Prothesenkniegelenk zu erkennen, der Oberschenkelschaft 10 ist um die Knieachse 4 verschwenkt, die Orientierung der Beinsehne Lc entspricht ungefähr der in der Aufsetzphase beim Gehen in der Ebene.

Der weitere Verlauf der Bewegung beim Rampe abwärtsgehen, ist in der rech- ten Darstellung der Figur 4b gezeigt. Ebenfalls erfolgt eine Abrollbewegung um den Fußpunkt Fp, die Beinsehne Lc rotiert um den Fußpunkt Fp nach vorne, der Oberschenkelwinkel cps bleibt aufgrund einer vergrößerten Einbeugung um die Knieachse 4 in einer nahezu konstanten Position, d. h., dass sich die Orientie- rung des Oberschenkels oder Oberschenkelschaftes 10 im Raum nicht oder nur unwesentlich ändert, während die Beinsehne Lc eine Vorwärtsrotation ausführt. Eine dritte Gangsituation ist in der Figur 4c dargestellt, nämlich das Treppabgehen. Die Position der einzelnen Komponenten der Protheseneinrichtung entspricht in der Anfangsstellung, die in der linken Darstellung gezeigt ist, das Rampe abwärtsgehen. Die Beinsehne Lc ist nach hinten geneigt, also entgegen dem Uhrzeigersinn zur Vertikalen nach hinten verkippt. Im weiteren Verlauf des alternierenden Treppabgehens wird die Protheseneinrichtung eingebeugt, eine Verschwenkung des Oberteils 1 zu dem Unterteil 2 findet statt, der Kniewinkel φκ vergrößert sich, ebenso verringert sich die Länge Lp der ßeinsehne Lc. Die Orientierung der Beinsehne Lc ändert sich weniger als beim Gehen in der Ebene oder beim Rampe abwärtsgehen, d. h., dass eine Vorwärtsrotation der Beinsehne Lc nur in einem geringeren Maße stattfindet, der Beinsehnenwinkel φΒ zu der Vertikalen somit kleiner als beim Gehen in der Ebene oder beim Rampe abwärtsgehen ist.

Bei den Gangsituationen gemäß der Figuren 4a bis 4c findet Vorwärtsprogres- sion statt, das Bein rollt also nach vorne ab. Ein geeigneter Parameter oder eine Hilfsvariable zur Unterscheidung und Erkennung der jeweiligen Gangsituation ist der Quotient zwischen der Änderung des Oberschenkelwinkel φτ oder des Unterschenkelwinkels cps und der Änderung der Beinorientierung oder des Beinsehnenwinkels φε. Ebenso sind die zeitlichen Ableitungen als Kenngröße geeignet und vorgesehen, also der Quotient der Änderung der Winkelgeschwindigkeiten der Beinsehne Lc und des Oberschenkels bzw. des Unterschenkels.

In der Figur 5 sind die Verläufe der jeweiligen Winkel aufgetragen, in der Kurve a ist der Verlauf der Winkel für das ebene Gehen gezeigt, in der Kurve b der Verlauf der Beinsehnen- und Oberschenkelwinkel für das Rampe abwärtsgehen, in der Kurve c der Verlauf der Winkel für das Treppabgehen. Es wird deutlich, dass alle Kurven a, b, c einen unterschiedlichen Verlauf haben, insbesondere ist die Steigung k für den jeweiligen Kurvenverlauf verschieden. Die Steigung k kann als Differenzenquotient bestimmt werden, die Formel hierzu lautet

Für das Gehen in der Ebene ist die Steigung ki wesentlich größer als die Steigung k2 für das Rampe abwärtsgehen. Während sich beim Gehen in der Ebene gemäß Kurve a die Änderung des Oberschenkelwinkels φτ im Wesentlichen an der Änderung des Beinsehnenwinkels φε orientiert, die Steigung annähernd 1 ist, ist der Oberschenkelwinkel φτ beim Rampe Abwärtsgehen nahezu konstant, so dass sich eine wesentlich geringere Steigung k2 für das Rampe Abwärtsgehen einstellt. Beim Treppabgehen verringert sich der Beinsehnenwinkel ψΒ wesentlich geringer als der Oberschenkelwinkel φτ, so dass für die Steigung k3 beim Treppabgehen sich ein negativer Wert einstellt.

In Abhängigkeit von dem detektierten Quotienten oder der jeweiligen Steigung ki , k2, k3 kann eine Anpassung der Widerstände erfolgen, die Standardeinstel- lung für das Gehen in der Ebene kann beim Detektieren des Rampe Abwärtsgehens gemäß Kurvenverlauf b dahingehend verändert werden, dass ein Nachgeben und damit eine verringerte Flexion bei einem entsprechenden Beinsehnenwinkel cpe vorliegt. Wird eine negative Steigung k3 gemäß Kurve c in Figur 5 detektiert, kann das Treppabgehen angenommen werden. Ein lang- sames Einsinken oder das Vermeiden einer kompletten Sperrung der Protheseneinrichtung sollte vermieden werden, um einen Katapulteffekt auszuschließen.

Entsprechend charakteristische Phasendiagramme werden erhalten, wenn statt der Winkel die Winkelgeschwindigkeiten oder die Winkelbeschleunigungen von Beinsehne und Oberschenkel oder Unterschenkel aufgetragen werden.

Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren müssen keine Kräfte oder Kraftverläufe gemessen oder ausgewertet werden, um eine Unterscheidung von Gangsituationen und deren Bewegungsfortschritt zu erfassen. Es werden grundsätzlich nur Winkel gemessen, errechnet oder abgeschätzt und der Veränderung der Dämpfereinstellung zugrunde gelegt.