Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Steuern eines Prothesenfußes, der ein Fußteil und ein Unterschenkelteil aufweist, die mittels eines Gelenkes miteinander verbunden sind, das eine Plantarflexion und eine Dorsalflexion erlaubt, wobei das Gelenk eine einstellbare Dämpfung aufweist.

Derartige Prothesenfüße sind aus dem Stand der Technik seit langem bekannt. Das Gelenk, das den Fußteil mit dem Unterschenkelteil verbindet, bildet das Knö chelgelenk des Prothesenfußes. Es handelt sich in der Regel um ein Schwenkge lenk, das eine Verschwenkung des Fußteils relativ zum Unterschenkelteil um eine einzige Schwenkachse erlaubt. Es sind jedoch auch mehrachsige Schwenkge lenke oder andere Anordnungen möglich. Bei Prothesenfüßen der hier beschrie benen Art erlaubt das Gelenk eine Plantarflexion und eine Dorsalflexion. Die Dor salflexion beschreibt eine Verschwenkung des Fußteils um die Schwenkachse des Gelenkes, bei der der Vorfuß-Bereich, also insbesondere die Zehen, nach oben, also in Richtung des Unterschenkels, bewegt werden. Die Plantarflexion ist die entgegengesetzte Bewegung.

Das Gelenk ist ein gedämpftes Gelenk. Es muss folglich eine Kraft oder ein Dreh moment ausgeübt werden, um die Dämpfung des Gelenkes zu überwinden und eine Verschwenkung des Fußteils relativ zum Unterschenkelteil zu erreichen. Der artige Änderungen sind in unterschiedlichster Form aus dem Stand der Technik bekannt. Bei einer hydraulischen Dämpfung beispielsweise wird beim Verschwen- ken des Fußteils relativ zum Unterschenkelteil eine Hydraulikflüssigkeit aus einem ersten Zylinder in einem zweiten Zylinder gedrückt. Dies geschieht durch eine Flu- idverbindung, in der sich beispielsweise ein Drosselventil befindet. Dieses Ventil kann verstellt werden, wodurch ein schnellerer oder langsamerer Fluss durch die Fluidverbindung erreicht wird. Dadurch wird es vereinfacht oder erschwert, die bei den durch das Gelenk miteinander verbundenen Bauteile relativ zueinander zu verschwenken. Dadurch wird die Dämpfung eingestellt. Die hier beschriebenen Gelenke verfügen vorzugsweise nicht über einen Antrieb, durch den beispielsweise das Fußteil relativ zu dem Unterschenkelteil ver schwend werden kann. Diese Gelenke werden passive Gelenke genannt. Ein an getriebenes, also aktives Gelenk ist aus der US 10,314,723 B2 bekannt. Bei die- sem Gelenk wird der Antrieb genutzt, um die Position der verschiedenen Bauteile der Prothese zu bewegen, um den gewünschten Verlauf des Krafteinleitungspunk tes zu erreichen. Dies muss selbst bei sich nicht ändernden Gegebenheiten, wie beispielsweise dem Bewegungszustand des Trägers der Prothese oder dem Un tergrund, über den der Träger geht, in jedem Schritt erneut geschehen, so dass das Verfahren sehr energieaufwändig ist und nur bei aktiven Prothesen anwend bar ist.

Bei einem Prothesenfuß der hier beschriebenen Art kann das Unterschenkelteil sehr kurz ausgebildet sein. Es beinhaltet in diesem Fall insbesondere ein An schlussstück, beispielsweise einen Pyramiden-Adapter, an dem ein Unterschen kelrohr oder eine sonstige Form eines künstlichen Unterschenkels angeordnet sein kann. Alternativ dazu kann das Unterschenkelteil auch länger ausgebildet sein und einstückig mit dem Unterschenkelrohr oder zumindest einem Teil eines Unterschenkelrohres ausgebildet sein. An dem dem Gelenk abgewandten Ende dieses Unterschenkel befindet sich dann ein weiteres Anschlussstück, beispiels weise einen Pyramiden-Adapter, an dem ein weiteres Prothesenelement, bei spielsweise ein Unterschenkelrohr oder ein Prothesenknie-Gelenk angeordnet sein kann. Es hat sich herausgestellt, dass es von Vorteil ist, die Dämpfung einzustellen, wenn beispielsweise der Träger des Prothesenfußes die Schuhe wechselt. Bei ei nem harten Schuh, der beispielsweise eine feste Ledersohle aufweist, ist eine we niger starke Dämpfung des Gelenks des Prothesenfußes notwendig, als bei einem sehr weichen Schuh, beispielsweise einem Laufschuh, einem Sportschuh oder ei- nem Hausschuh. Aus dem Stand der Technik sind daher Prothesenfüße bekannt, die über eine Einsteil-Einrichtung verfügen, durch die der Träger des Prothesenfu ßes selbstständig den Grad der Dämpfung des Prothesenfußes einstellen kann. Nachteilig ist jedoch, dass der Träger nur nach seinem Gefühl und Empfinden den Grad der Dämpfung einstellen kann und einer Reproduzierbarkeit der eingestellten Dämpfung für unterschiedliche Schuhe nicht gegeben ist. Insbesondere ist es nicht möglich, für unterschiedliche Schuhe die unterschiedlichen Dämpfungsgrade zu speichern. Zudem sind Prothesenfüße bekannt, bei denen über Sensoren festgestellt wird, ob der Träger des Prothesenfußes bergauf oder bergab geht. In diesem Fall kann die Dämpfung automatisch angepasst werden, wobei auf dem Weg bergab die Dämp fung in Dorsalflexion-Richtung und beim Weg bergauf in Plantarflexion-Richtung erhöht wird. Nachteilig ist jedoch, dass dies für unterschiedliche Schuhe nicht möglich ist.

Eine aus dem Stand der Technik bekannte alternative Ausführungsform sieht vor, dass ein Dämpfungselement, das das Gelenk dämpft, ausgetauscht wird, wenn der Benutzer des Prothesenfußes den Schuh wechselt. Dies ist aufwendig und setzt voraus, dass der Benutzer die jeweils nötigen Dämpfungselemente bei sich führt.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zum Steuern des Prothesenfußes vorzuschlagen, bei dem auf unterschiedliche Schuhe mit gegebe- nenfalls unterschiedlichen Absatzhöhen sowie auf unterschiedliche Bewegungszu stände reagiert werden kann, ohne dass der Träger des Prothesenfußes Bauteile auswechseln oder selbstständig Einstellungen vornehmen muss.

Die Erfindung löst die gestellte Aufgabe durch ein Verfahren zum Steuern eines Prothesenfußes der oben beschriebenen Art, dass die folgenden Schritte aufweist: a) Erfassen von Messwerten, die Aussagen über ein Überrollverhalten des Pro thesenfußes erlauben, mittels wenigstens eines Sensors, b) Vergleichen der erfassten Messwerte und/oder wenigstens eines daraus be stimmten Parameters mit hinterlegten Sollwerten und c) Anpassen der Dämpfung in Abhängigkeit des Vergleiches.

Das Überrollverhalten eines Prothesenfußes beschreibt, wie sich die Parameter des Prothesenfußes, durch die sich die Bewegung des Prothesenfußes beschrei- ben lässt, während des Überrollens, also während der Standphase eines Gang zyklus, in der der Prothesenfuß Kontakt mit dem Boden hat, verhalten. Diese Pa rameter können direkt messbare Messgrößen, beispielsweise ein Drehmoment, eine Kraft oder ein Winkel sein. Alternativ oder zusätzlich dazu können diese Pa- rameter auch aus den Messgrößen bestimmbar sein.

Der Erfindung liegt die Erkenntnis zugrunde, dass ein gesunder Fuß sein eigenes Überrollverhalten sehr schnell so anpasst, dass das Überrollverhalten des Sys tems aus Fuß und Schuh nahezu konstant ist. Der Fuß gleicht die unterschiedli- chen Überrollverhalten, die beispielsweise durch die unterschiedlich harten und unterschiedlich flexiblen Schuhe und Sohlen hervorgerufen werden, aus. Es ist so mit nicht notwendig, eine Vielzahl unterschiedlicher Sollwerte desgleichen Mess wertes oder Parameters zu hinterlegen, um für jeden Schuh, jede Absatz Flöhe und jedes Bewegungsmuster passende Sollwerte bereitstellen zu können. Viel- mehr sind die Sollwerte nahezu universell für alle Schuhe und Absatzhöhen sowie zumindest anteilig auch für unterschiedliche Bewegungsmuster verwendbar. Da bei ist selbstverständlich darauf zu achten, dass die jeweils ausgewählten Mess werte, die der wenigstens eine Sensor erfasst, und/oder der wenigstens eine dar aus bestimmten Parameter, mit den hinterlegten Sollwerten vergleichbar sind. Die Sollwerte sind folglich Sollwerte für die jeweiligen Messwerte und/oder den we nigstens einen daraus bestimmten Parameter.

Erfindungsgemäß werden folglich derartige Messwerte, die Aussagen über dieses Überrollverhalten erlauben, mittels wenigstens eines Messwertes erfasst. Sie wer- den dann beispielsweise mit Sollwerten für diese erfassten Messwerte verglichen. Alternativ oder zusätzlich dazu werden aus den Messwerten ein oder mehrere Pa rameter bestimmt, die den mit Sollwerten für diesen wenigstens einen Parameter verglichen werden. In Abhängigkeit des Vergleiches wird die Dämpfung ange passt. Je nach Ergebnis des ausgeführten Vergleiches kann eine starke Anpas- sung, eine schwache Anpassung oder keine Anpassung vorgenommen werden.

Vorzugsweise wird die Dämpfung nur angepasst, wenn die Messwerte und/oder der wenigstens eine daraus bestimmten Parameter einen vorbestimmten Abstand von den Sollwerten überschreiten. Bei dem Vergleich wird ein Abstand der Messwerte und/oder des wenigstens ei nen Parameters von diesem Sollwert ermittelt. Dies kann beispielsweise eine Dif ferenz, ein Verhältnis, eine Standardabweichung oder eine sonstige Abweichung sein. Zuvor ist ein vorbestimmter Grenzwert, der sogenannte vorbestimmte Ab stand, ermittelt und ebenfalls hinterlegt worden. Der ermittelte Abstand, der bei dem Vergleich zwischen Messwert und/oder Parameter mit dem Sollwert ermittelt wurde, wird nun mit dem vorbestimmten Abstand verglichen. Ist der ermittelte Ab stand größer, kann die Dämpfung angepasst werden, wobei sich beispielsweise aus dem Vorzeichen des Abstandes bestimmt, ob die Dämpfung erhöht oder ab gesenkt werden muss.

In einer bevorzugten Ausgestaltung werden die Messwerte mehrfach während des Schrittzyklus erfasst. Da sie Aussagen über das Überrollverhalten, also das Ver halten von Parametern oder Messgrößen des Prothesenfußes über den Verlauf zumindest eines Teiles eines Schrittzyklus, bevorzugt über die Standphase, be sonders bevorzugt über den gesamten Schrittzyklus, treffen sollen, ist es von Vor teil, den zeitlichen Verlauf der Messwerte über zumindest einen Teil des Schritt- zyklusses, bevorzugt die Standphase, besonders bevorzugt den gesamten Schritt zyklus zu bestimmen. Sind die Messwerte selbst nicht mit Sollwerten zu verglei chen, muss aus den Messwerten und/oder dem zeitlichen Verlauf der Messwerte der jeweilige wenigstens eine Parameter und/oder dessen zeitlicher Verlauf ermit telt werden. Dabei kann es von Vorteil sein, zunächst den zeitlichen Verlauf der Messwerte zu ermitteln und aus diesem direkt den zeitlichen Verlauf des Parame ters zu bestimmen. Alternativ dazu kann es von Vorteil sein, zu jedem Messzeit punkt aus dem jeweiligen Messwert den wenigstens einen Parameter zu ermitteln und anschließend den zeitlichen Verlauf des Parameters zu bestimmen.

Bevorzugt wird die Plantardämpfung, also die einer Plantarflexion entgegenwir kende Dämpfung eingestellt. Dabei wird bevorzugt der Verlauf der Plantarflexion über den Knöchelwinkel und/oder den Unterschenkelwinkel angepasst. Der Knö chelwinkel ist der Winkel zwischen dem Unterschenkel und dem Fuß. Der Unter schenkelwinkel ist der Absolutwinkel des Unterschenkels, also beispielsweise der Winkel zwischen dem Unterschenkel und der Vertikalen. Die Vertikale ist die Rich tung, in die das Schwerefeld der Erde wirkt. Bevorzugt wird der Verlauf zu Beginn des Fersenauftrittes, besonders bevorzugt vor Beginn des Fersenauftrittes ange passt. Eine weitere Einstellung im Verlauf des Schrittes wird bevorzugt nicht vor- genommen.

In einer Ausgestaltung des Verfahrens ist die angepasste Dämpfung beim Fersen auftritt, dem sogenannten heel-strike, vorhanden. Da dies der erste Teil der Stand phase in einem Schrittzyklus ist, werden die Messwerte und/oder der wenigstens eine daraus bestimmte Parameter des vorangegangenen Schrittes verwendet. Vorzugsweise wird die Dämpfung während des weiteren Verlaufes der Stand phase nicht erneut verändert oder angepasst oder wird auf der Grundlage der Messwerte und/oder des wenigstens einen daraus bestimmten Parameter des vo rangegangenen Schrittes gesteuert und eingestellt. Dadurch wird der benötigte Rechenaufwand reduziert und das Verfahren energiesparend durchführbar. Es ist in einigen Ausgestaltungen des Verfahrens von Vorteil, wenn weitere Anpassun gen während eines Schrittes erfolgen. Dies kann beispielsweise in einer Echtzeit steuerung erfolgen. Vorzugsweise beinhalten die Messwerte eine vertikale Kraft und ein Drehmoment am Gelenk, wobei aus den Messwerten vorzugsweise ein Krafteinleitungspunkt, besonders bevorzugt ein zeitlicher Verlauf des Krafteinleitungspunktes bestimmt wird. In der Standphase eines Schrittzyklus hat der Prothesenfuß Kontakt zum Bo den. Dies beginnt mit dem Fersenauftritt. Von diesem Moment an nimmt zunächst die Belastung des Fußes und damit auch eine vertikale Kraft zu. Eine vertikale Kraft wirkt in der Richtung, in der auch die Gewichtskraft wirkt. Gleichzeitig wirkt auf das Gelenk des Prothesenfußes ein Drehmoment, und der Fuß führt eine Plantarflexion durch. Die Kontaktfläche zum Boden nimmt zu bis zu dem Moment, an dem der Fuß vollflächig aufliegt. Dabei kommt es zu einer Dorsalflexion, wäh- rend der Unterschenkel relativ zum Fuß verschwenkt wird. Der Oberkörper bewegt sich weiter nach vorn. Auch wenn der Fuß in diesem Zeitraum vollflächig am Fuß boden aufliegt wandert der Krafteinleitungspunkt weiter nach vorn. Die vertikale Kraft bleibt konstant, da der Fuß voll belastet ist und sich der andere Fuß in der Schwungphase befindet, während der er keinen Kontakt zum Boden hat. Es wirkt ein Drehmoment auf das Gelenk, dass eine Dorsalflexion hervorruft. Am Ende ei ner Standphase drückt der Fuß den Körper nach vorn, sodass die vertikale Kraft zunimmt und ein Drehmoment auf das Gelenk wirkt, dass erneut eine Plantarfle xion bewirkt. Dieser Ablauf ist nahezu unabhängig von der Wahl des Schuhwerkes und der Bewegungsrichtung, beispielsweise auf einer Schräge bergauf oder bergab oder entlang einer Ebene. Die Stärke des Drehmoments und der vertikalen Kraft und insbesondere die Geschwindigkeit, mit der der Krafteinleitungspunkt nach vorn wandert hängt jedoch stark von diesen Parametern ab. Um für den Trä ger des Prothesenfußes und eine natürlich wirkende Bewegung zu gewährleisten wird die Dämpfung entsprechend angepasst.

Alternativ oder zusätzlich dazu wird der Krafteinleitungspunkt und/oder dessen zeitlicher Verlauf direkt gemessen und die Messwerte enthalten ihm. Dies kann beispielsweise erreicht werden, wenn der wenigstens eine Sensor eine Mehrzahl von Drucksensoren aufweist, die an einer Sohle des Fußteils angeordnet sind. Be sonders bevorzugt handelt es sich um eine drucksensible Schicht, die an der Sohle des Fußteils angeordnet ist. Die Mehrzahl von Drucksensoren oder die drucksensible Schicht ist in der Lage, an unterschiedlichen Positionen an der Sohle des Fußteils den wirkenden Druck und damit die vertikale Kraft zu bestim- men. Da dies in einer Verteilung über die Sohle des Fußteils geschieht, braucht der Krafteinleitungspunkt nicht aufwendig aus den Messwerten bestimmt zu wer den, sondern kann nahezu direkt aus den Messwerten abgelesen werden. Ge schieht dies mehrfach während eines Gangzyklus kann der zeitliche Verlauf, also die Position des Krafteinleitungspunktes als Funktion derzeit, bestimmt und ge- speichert werden.

Unabhängig davon, wie der Krafteinleitungspunkt oder der zeitliche Verlauf des Krafteinleitungspunktes bestimmt wird, ist es von Vorteil, den zeitlichen Verlauf des Krafteinleitungspunktes durch einen Kreisabschnitt mit einem Mittelpunkt und einem Radius anzunähern. Bevorzugt werden dieser Mittelpunkt und Radius mit entsprechenden hinterlegten Sollwerten für Mittelpunkt und Radius verglichen.

Das Annähern des zeitlichen Verlaufs des Krafteinleitungspunktes durch einen Kreisabschnitt kann durch nahezu alle bekannten fit-Verfahren, bei denen Mess werte mit einer Kurve gefittet werden, geschehen. Herkömmlicherweise beträgt der Abstand zwischen dem Krafteinleitungspunkt und der Rotationsachse des Knöchelgelenkes ca. 0 bis 7 cm im Fersenbereich. Im Vorfußbereich liegt erzwischen 0 und 15 cm. Der Unterschenkelwinkel, also der absolut Winkel des Unterschenkels gegen die Vertikale, variiert zwischen -30 ° und +40 °, wobei 0° die Vertikale bezeichnet. Legt man dem optimalen Verlauf des Krafteinleitungspunkt einen Kreisabschnitt zugrunde, ergibt sich ein Radius von etwa 0,5 m.

Alternativ oder zusätzlich dazu beinhalten die Messwerte einen Unterschenkelwin kel und einen Fußwinkel, bevorzugt deren zeitlichen Verläufe. Besonders bevor zugt wird ein Verhältnis aus Unterschenkelwinkel und Fußwinkel und/oder dessen zeitlicher Verlauf bestimmt. Auch in dieser Ausgestaltung liegt der Erfindung die Erkenntnis zugrunde, das beispielsweise das Verhältnis aus Unterschenkelwinkel und Fußwinkel im zeitlichen Verlauf der Standphase des Gangzyklus nahezu un abhängig von der Wahl des Schuhwerkes und dessen Absatzhöhe ist. Der Fuß winkel und der Unterschenkelwinkel können dabei beispielsweise durch soge nannte Inertialsensoren bestimmt werden, die in der Lage sind, den Winkel gegen die Vertikale oder die Horizontale zu bestimmen. Die Vertikale ist dabei die Rich tung, in der die Gravitation und die Gewichtskraft wirkt, während die Horizontale senkrecht auf der Vertikalen steht. Verändert sich das Verhältnis aus Unterschen kelwinkel und Fußwinkel beispielsweise zu schnell, kann die Dämpfung erhöht werden, um eine Änderung des Fußwinkel, die im Wesentlichen durch Verschwen- ken des Fußteils relativ zum Unterschenkelteil erzeugt wird, zu bremsen.

Vorzugsweise wird der Vergleich und gegebenenfalls die Anpassung der Dämp fung mehrfach, bevorzugt zeitlich äquidistant, während eines Teiles eines Schritt zyklus, bevorzugt über den ganzen Schrittzyklus, ausgeführt. Zu mehreren Zeit punkten insbesondere während der Standphase wird folglich der Vergleich zwi schen den Messdaten und/oder dem wenigstens einen aus ihnen bestimmten Pa rameter und den hinterlegten Sollwerten durchgeführt. Immer wenn bei diesem Vergleich der Abstand zwischen den Messwerten und/oder dem bestimmten Para meter und den hinterlegten Sollwerten größer als ein vorbestimmter Abstand ist, wird die Dämpfung angepasst. Auch dies kann, sofern notwendig, mehrfach wäh rend eines Schrittzyklus, bevorzugt mehrfach während der Standphase gesche hen. Vorzugsweise handelt es sich bei der Dämpfung um eine hydraulische und/oder eine magnetorheologische Dämpfung. Beide haben den Vorteil, dass sie sehr schnell einstellbar sind, da zur Anpassung der Dämpfung wenig oder bei der mag- netorheologischen Dämpfung keine beweglichen Teile notwendig sind. Eine hyd raulische Dämpfung kann die bereits beschriebene Ausführungsform sein, bei der beim Verschwenken des Fußteils relativ zum Unterschenkelteil eine Hydraulikflüs sigkeit von einem Volumen in ein anderes Volumen verschoben wird. Dies ge schieht durch eine Flüssigkeitsleitung oder Fluid-Verbindung, in der beispielsweise ein Drosselventil enthalten ist. Soll die Dämpfung erhöht werden, wird das Dros selventil weiter geschlossen, sodass der Strömungswiderstand in der Fluid-Verbin- düng erhöht wird. Sollte Dämpfung verringert werden, wird das Ventil weiter geöff net, sodass der Strömungswiderstand verringert wird.

Bei einer magnetorheologischen Dämpfung wird eine Flüssigkeit oder ein Arbeits medium verwendet, dessen Fließfähigkeit, Viskosität und/oder Elastizität durch ein Magnetfeld beeinflussbar ist. Soll in diesem Fall beispielsweise die Dämpfung er höht werden, wird ein Magnetfeld verstärkt, dem die magnetorheologische Flüssig keit ausgesetzt ist. Dadurch wird die Viskosität verringert und somit eine Strö mungswiderstand, der der Flüssigkeit entgegengesetzt wird, erhöht. Vorzugsweise verfügt der Fußteil über wenigstens ein Federelement, dessen Fe dersteifigkeit angepasst wird, wenn die Messwerte einen vorbestimmten Abstand von den Sollwerten überschreiten. Dies ist eine zweite Möglichkeit, dass Überroll verhalten des Prothesenfußes zu modifizieren und an das gewünschte Verhalten anzupassen.

Die Erfindung löst die gestellte Aufgabe zudem durch einen Prothesenfuß mit ei nem Fußteil und einem Unterschenkelteil, die mittels eines Gelenkes miteinander verbunden sind, das eine Plantarflexion und eine Dorsalflexion erlaubt, wobei das Gelenk eine einstellbare Dämpfung auszeichnet. Der Prothesenfuß zeichnet sich dadurch aus, dass er über eine elektronische Datenverarbeitungseinrichtung ver fügt, die eingerichtet ist zum Durchführen eines hier beschriebenen Verfahrens. Vorzugsweise verfügt der Prothesenfuß über einen elektronischen Datenspeicher, indem die Sollwerte hinterlegt sind. Über wenigstens einen Sensor, der Teil des Prothesenfußes sein kann, dies jedoch nicht muss, werden Messwerte erfasst, die an die elektronische Datenverarbeitungseinrichtung übermittelt werden. Diese ver gleicht sie Messwerte entweder mit im elektronischen Datenspeicher hinterlegten Sollwerten oder ermittelt aus den Messwerten den zeitlichen Verlauf der Mess werte oder wenigstens einen Parameter oder dessen zeitlichen Verlauf.

Mithilfe der beiliegenden Figuren werden nachfolgend einige Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung näher erläutert. Es zeigen

Figuren 1 bis 3 - schematische Darstellungen von Verfahrensabläufe gemäß unterschiedlicher Ausführungsbeispiele der vorliegenden

Erfindung und

Figur 4 - den Verlauf eines beispielhaften Messwertes. Figur 1 zeigt einen einfachen Verfahrensablauf. Zunächst werden in einem Festle gungsschritt 2 initiale Dämpfungswerte für die Dämpfung des Gelenkes des Pro thesenfußes festgelegt. Mit diesen initialen Dämpfungswerten wird zumindest der erste Schritt, der mit dem Prothesenfuß zurückgelegt wird, durchgeführt. In einem Erfassungsschritt 4 werden die Messwerte mittels des wenigstens einen Sensors, der an dem Prothesenfuß oder einem daran befestigten Element ange ordnet ist, erfasst. Diese Messwerte betreffen beispielsweise den Verlauf eines Krafteinleitungspunktes als Funktion des Unterschenkelwinkels und/oder des Knö chelwinkels. Um den Verlauf bestimmen zu können, muss die Position des Krafteinleitungspunktes mehrfach nacheinander zumindest über einen Abschnitt des Schrittes erfasst werden. Vorzugsweise wird mit der Messung beim Fersen auftritt begonnen und die Messungen erstrecken sich vorzugsweise über die ge samte Plantarflexionsphase des Schrittes. In einem Vergleichsschritt 6 wird der so gemessene Verlauf des Krafteinleitungs punktes mit einem Soll-Verlauf verglichen. Es wird dabei ein Abstand zwischen dem gemessenen Verlauf und dem Soll-Verlauf festgestellt und die Abweichung quantifiziert.

Auf der Basis dieses Abstandes wird in einem Anpassungsschritt 8 die Dämpfung angepasst, vorzugsweise bevor der nächste Schritt begonnen wird. Danach wird im nächsten Schritt der nächste Erfassungsschritt 4 durchgeführt und erneut die jeweiligen Messwerte, vorliegend also der Verlauf des Krafteinleitungspunktes er- fasst.

Figur 2 zeigt ein ähnliches Verfahren. Auch hier werden im Festlegungsschritt 2 initiale Dämpfungswerte für das Gelenk des Prothesenfußes festgelegt. Anschlie ßend werden im Erfassungsschritt 4 die Messwerte erfasst. Diese werden im Ver- gleichsschritt 6 mit entsprechenden Soll-Daten verglichen. Anders als im in Figur 1 gezeigten Ausführungsbeispiel wird in einem zusätzlichen Prüfschritt 10 geprüft, ob die im Vergleichsschritt 6 ermittelte Abweichung, also der Abstand der Mess werte/oder des wenigstens einen daraus bestimmten Parameters von den hinter legten Soll-Werten, einen vorbestimmten Grenzwert überschreitet. Ist dies nicht der Fall, wird entlang des „Nein“-Pfades 12 keine Anpassung der Dämpfung vor genommen. Die Abweichung ist zu klein. Stattdessen wird im nächsten Schritt, den der Träger mit dem Prothesenfuß durchführt, erneut ein Erfassungsschritt 4 durchgeführt. Ist hingegen der bestimmte Abstand größer als der vorbestimmte Grenzwert wird entlang des „Ja“-Pfades 14 zum Anpassungsschritt 8 übergeleitet, sodass die Dämpfung des Gelenkes angepasst wird.

Figur 3 zeigt eine detailliertere Darstellung des Verfahrens. Der Festlegungsschritt 2 ist aus Übersichtlichkeitsgründen weggelassen worden. Im Erfassungsschritt 4 werden Messwerte erfasst, die beispielsweise Sensordaten sind. In Figur 3 sind zwei Erfassungsschritte 4 dargestellt, die nicht zwangsläufig beide durchgeführt werden müssen. Sie beschreiben unterschiedliche Verfahren, die alternativ oder zusätzlich zueinander durchgeführt werden können. Die aus dem unteren Erfas sungsschritt 4 erfassten Messwerte werden in einem Aufzeichnungsschritt 16 über zumindest einen Teil der Standphase des Schrittes, vorzugsweise jedoch über die gesamte Standphase des Schrittes aufgezeichnet.

Die aus dem oberen Erfassungsschritt 4 entstehenden Messwerte werden in ei nem Umrechnungsschritt 18 in wenigstens einen Parameter umgerechnet, der auf den Messwerten basiert. Im nächsten Verfahrensschritt wird dann der so ermittelte Parameter über zumindest einen Teil der Standphase des Schrittes, vorzugsweise jedoch über die gesamte Standphase des Schrittes aufgezeichnet. Auch hierbei handelt es sich folglich um einen Aufzeichnungsschritt 16.

Nach diesem Aufzeichnungsschritt 16 kann der ermittelte und aufgezeichnete Pa rameter im Vergleichsschritt 6 direkt mit Soll-Werten verglichen werden, die als Referenz-Werte aus einem elektronischen Datenspeicher 20, der nur schematisch dargestellt ist, bereitgestellt werden. Anschließend erfolgt im Anpassungsschritt 8 die auf der Basis dieses Vergleiches vorzunehmende Anpassung der Dämpfung. Alternativ dazu kann in einem zweiten Umrechnungsschritt 22 ein weiterer Para meter aus dem Verlauf des Kennwertes oder des bisher errechneten Parameters erstellt werden. Ist dies der Fall wird anschließend dieser Verlauf des Kennwertes oder Parameters im Vergleichsschritt 6 verglichen und auf der Basis dieses Ver gleiches im Anpassungsschritt 8 die Anpassung der Dämpfung vorgenommen.

In einer bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens werden die aus dem unteren Erfassungsschritt 4 erfassten Messwerte, die im unteren Aufzeichnungsschritt 16 aufgezeichnet wurden, gemeinsam mit den aus dem zweiten Umrechnungsschritt 22 bestimmten Parametern aufbereitet, indem beispielsweise ein Phasendia gramm 24 erstellt wird. Auch dieses kann dann im Vergleichsschritt 6 mit Sollwer ten aus dem elektronischen Datenspeicher 20 verglichen werden.

Figur 4 zeigt schematisch einen Verlauf eines Messwertes. Aufgetragen ist die Po sition des Krafteinleitungspunktes auf der vertikalen Y-Achse und der Fußwinkel, also der Winkel zwischen dem Fußteil und dem Boden, auf dem der Träger der Prothese geht, auf der horizontalen X-Achse. Eine Soll-Kurve 26 zeigt den ge wünschten Verlauf. Während eines Schrittes beginnt der Verlauf im linken unteren Quadrant. Der Krafteinleitungspunkt (COP) ist im Bereich der Ferse und beginnt beim Fersenauftritt. Dies wird durch das erste Piktogramm 28 dargestellt. Verfolgt man die Soll-Kurve zu steigendem Fußwinkel erkennt man, dass der Krafteinlei tungspunkt zunächst an der Ferse bleibt, bevor er im gezeigten Diagramm nach oben, also in Richtung auf den Vorfuß, wandert.

Im Ursprung des Diagrammes liegt der Punkt, an dem der Fuß vollständig auf dem Boden aufliegt und der Unterschenkel über den Fuß hinwegschwingt. Dies ist durch das zweite Piktogramm 30 schematisch dargestellt. Der Krafteinleitungs punkt wandert mit steigendem Fußwinkel weiterhin Richtung Vorfuß bevor er im Bereich der Zehen bleibt, bis diese sich vom Boden lösen. Diese Situation ist im dritten Piktogramm 32 dargestellt

Unterschiedliche gemessene Kurven sind durch die dünn dargestellte durchgezo gene Linie 34 und die gestrichelte dargestellte Linie 36 dargestellt. Bei der Linie 34 bewegt sich der Krafteinleitungspunkt früher als bei der Soll-Kurve von der Ferse des Fußes weg, der Fuß plantarflektiert nicht ausreichend. Ein Fersenhebel, der durch den Doppelpfeil 38 dargestellt ist, wird dabei reduziert. Um diese Abwei chung von der Soll-Kurve zu beheben, wird die Dämpfung verringert, also der ei ner Bewegung entgegenstehende Widerstand verkleinert. Damit kann die Linie 34 in Richtung auf die Soll-Kurve bewegt werden. Der Fuß plantarflektiert nun schnel ler.

Die gestrichelte Linie 36 weicht in die andere Richtung von der Soll-Kurve ab. Hier ist die Dämpfung zu weich, sodass der Fuß zu schnell plantarflektiert und der Krafteinleitungspunkt daher mit zunehmendem Fußwinkel zunächst nicht wandert und erst bei größerem Fußwinkel als gewünscht von der Ferse in Richtung Vorfuß wandert. In diesem Fall sollte die Dämpfung erhöht werden. Bezugszeichenliste:

2 Festlegungsschritt

4 Erfassungsschritt 6 Vergleichsschritt

8 Anpassungsschritt

10 Prüfschritt

12 „Nein“-Pfad

14 „Ja“-Pfad 16 Aufzeichnungsschritt

18 Umrechnungsschritt

20 elektronischer Datenspeicher 22 zweiter Umrechnungsschritt 24 Phasendiagramm 26 Soll-Kurve

28 erstes Piktogramm

30 zweites Piktogramm

32 drittes Piktogramm

34 durchgezogene Linie 36 gestrichelte Linie

38 Fersenhebel