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Die
vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Rehabilitation
und/oder zum Training der unteren Gliedmaßen einer Person, insbesondere
einer Person, die eine Schädigung
des Zentralnervensystems (Querschnittlähmung, Halbseitenlähmung) aufweist.
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Im
derzeitigen Stand der medizinischen Behandlung von querschnittgelähmten Personen
ist festzustellen, dass von 100 neuen Fällen nur 20% der Personen eine
vollständige
Schädigung
des Rückenmarks
erlitten haben und daher zu einer endgültigen Lähmung verurteilt sind, aber
80% nur eine teilweise Schädigung
des Rückenmarks
aufweisen.
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Angesichts
der derzeitigen Möglichkeiten
bei der Rehabilitation ist es erwiesen, dass etwa 10 bis 15% dieser
80% an Personen, die nur teilweise betroffen sind, die Fähigkeit
zum selbständigen
Gehen mit relativ zufriedenstellender Qualität wiedererlangen können.
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Diese
Wiedererlangung erklärt
sich durch die Tatsache, dass das Zentralnervensystem (ZNS) und insbesondere
das Rückenmark
eine große
Fähigkeit zur „Formbarkeit" aufweisen, d.h.
dass infolge einer Reorganisation der unter der Schädigung liegenden Nervenbahnen
des Rückenmarks
nicht betroffene, noch gesunde Nervenbahnen an die Stelle zerstörter Nervenbahnen
treten können,
um deren Funktion zu gewährleisten.
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Diese
Ersatzfähigkeit
durch die Formbarkeit des Nervensystems erfordert ein echtes Neulernen des
Bewegungsschemas, das durch die ständige Wiederholung der üblichen
Bewegungen, die die Gliedmaßen
vor der Lähmung
ausführten,
initiiert und stimuliert werden kann. Um eine maximale Wirksamkeit
der Rehabilitation zu erreichen, müssten diese Bewegungen jedoch
ausgeführt
werden, indem die ursprünglichen
willkürlichen
Bewegungen so genau wie möglich
nachgeahmt werden, und zwar mit aktiver Beteiligung der betroffenen
Muskeln und genauer Beachtung der Widerstandsbelastungen, die sich
diesen Bewegungen entgegensetzten.
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Im
Wesentlichen werden diese Reorganisation durch Ersatz auf Grund
der Formbarkeit des Nervensystems und das Neulernen des Bewegungsschemas
durch die Nerveninformationen bestimmt, die an das ZNS durch das
propriozeptive Nervensystem, genauer durch den geschlossenen Regelkreis zwischen
dem propriozeptiven Nervensystem und den Bewegungsnerven (Motoneuronen)
der betroffenen Muskeln, geliefert werden.
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Es
muss hier ein wesentlicher Punkt in Erinnerung gerufen werden: Die
Kontraktion jedes für eine
Bewegung verantwortlichen Muskels erfolgt unter der Kontrolle des
propriozeptiven Nervensystems, von dem der Muskel abhängt. Dieses
Nervensystem umfasst Propriozeptoren, die Rezeptoren am Ursprung
einer sensiblen Nervenfaser sind, die empfindlich gegenüber den
Reizen sind, die durch die Bewegungen des Körpers erzeugt werden. Diese
Rezeptoren befinden sich in der Nähe der Knochen, Gelenke und
Muskeln. Das propriozeptive Nervensystem (das die Tiefensensibilität darstellt)
bildet mit den Muskeln, die es kontrolliert, ein feines und präzises Regelungssystem
mit geschlossenen Regelkreis, das die Kontrolle der Bewegungen und
der Position des Körpers
ermöglicht.
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Aus
der Lähmung
ergibt sich eine schwerwiegende funktionelle Behinderung, die durch
eine ganze Reihe von Komplikationen erschwert werden kann: Schorfbildung,
Spastizität,
Osteoporose, Kreislauf-, Harn- und Darmprobleme und Schrumpfungen der
Muskeln und Sehnen sowie der Kapseln und Bänder.
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Mit
einer Schrumpfung der Muskeln und Sehnen ist eine Muskelatrophie
verbunden. Dies führt
dazu, dass der Muskel seine Kraft und seine Ausdauer verliert. In
der Folge verliert er seine Fähigkeit,
eine funktionelle Arbeit zu liefern.
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Die
Schrumpfung der Kapseln und Bänder
ist ebenfalls eine schwere und sehr häufige Komplikation, die zu
einer Einschränkung
der Gelenkamplitude (Gelenkversteifung) und schädlichen Haltungen führen kann.
Mit der Zeit kann sie auch eine Auswirkung auf den Gelenkknorpel
haben.
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Es
ist daher wesentlich, diesen verschiedenen Komplikationen, und insbesondere
den Problemen im Zusammenhang mit den Muskeln, Sehnen und Gelenken
vorzubeugen, indem der Patient ab dem Beginn seiner Verletzung durch
ein seiner Verletzung entsprechendes, gut zusammengestelltes Rehabilitationsprogramm
regelmäßig mobilisiert wird.
Es ist auch wesentlich, dass der Patient so rasch wie möglich in
eine aufrechte Position gebracht wird, damit er in einer physiologischen
Position ist, die eine Regulierung der verschiedenen Stoffwechselvorgänge und
zahlreicher physiologischer Funktionen gewährleistet.
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Die
von der Lähmung
betroffenen Gliedmaßen
werden gewöhnlich
einem Verfahren der passiven Mobilisierung unterzogen, das durch
den Einsatz von äußerer Kraft
erfolgt. Diese äußere Kraft
kann direkt manuell durch einen Therapeuten oder durch eine entsprechende
Apparatur geliefert werden.
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Um
darüber
hinaus ein spezifisches Training im Hinblick auf die Wiederherstellung
der Gehfähigkeit
durchzuführen,
wobei die Reorganisation durch Ersatz auf Grund der Formbarkeit
des Rückenmarks – wie sie
oben beschrieben wurde – genutzt
wird, kann der Patient in eine aufrechte Position gebracht werden,
indem er durch Gurte auf einem Laufband gehalten wird, während er
sich mit seinen oberen Gliedmaßen
auf parallele Stangen stützt.
Der kauernde Therapeut ruft nun manuell eine Bewegung der Beine
hervor, die dem Gehen ähnlich
ist.
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Dies
ist ein noch heute üblicher
Vorgang, obwohl er zahlreiche Nachteile aufweist: Die aufgezwungenen
Bewegungen sind langsam und ungenau. Der Therapeut ist auf Grund
seiner kauernden Position und der geleisteten Arbeit rasch erschöpft. Daraus
resultieren zu kurze Sitzungen mit einer geringen Anzahl von Wiederholungen
der Bewegungen, was die Wirksamkeit erheblich senkt.
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In
jüngster
Zeit wurde eine Verbesserung dieses Vorgangs durch die reine Automatisierung dieses
Vorgangs erzielt (Gerät
Lokomat der Schweizer Gesellschaft Hocoma AG). Eine motorbetriebene funktionelle
mechanische Prothese spielt die Rolle eines Exoskeletts und führt zu einer
automatischen Bewegung der unteren Gliedmaßen, die die Kinematik des
Gehens auf einem Laufband reproduziert.
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Der
Vorteil dieses Verfahren besteht darin, dass es ermöglicht,
auf den manuellen Eingriff eines Therapeuten zu verzichten. Dies
führt zu
einer Verbesserung der Schnelligkeit, der Genauigkeit und der Wiederholbarkeit.
Es ist auch möglich,
die Bewegungen nach Belieben zu wiederholen.
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Alle
oben beschriebenen Verfahren weisen jedoch zwei große Nachteile
auf. Erstens sind dies immer noch Verfahren mit rein passiver Mobilisierung der
Gliedmaßen.
Daraus ergibt sich, dass in Ermangelung einer aktiven Beteiligung
der Muskeln die Wirksamkeit solcher Verfahren beschränkt ist,
und die gesamte klinische Erfahrung zeigt, dass sie nicht genügen, der
Atrophie und der Gelenkversteifung der gelähmten Körperteile Einhalt zu gebieten.
Zweitens sind diese Verfahren rein statisch, wobei der Patient auf
einem Laufband stationär
bleibt. Folglich kommt es zu keinem Neulernen der Erzeugung und
sodann der Steuerung der kinetischen Energie und der Erhaltung des
linearen Moments, die bei einer Fortbewegung des Patienten erzeugt
werden und die die eigentliche Grundlage der Dynamik des Gehens
mit zwei Beinen im dynamischen Gleichgewicht darstellen.
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Seit
einigen Jahren wird die funktionelle elektrische Stimulation vorgeschlagen,
um die physiologische Steuerung beim Gehen bei Patienten mit gewissen
kleineren Defiziten zu ersetzen. Diese elektrische Stimulation wurde
entwickelt, um eine bestimmte Anzahl von Muskeln zu stimulieren,
die die aufrechte Haltung ermöglichen
(Jaeger et coll., 1990), oder um die Gehfähigkeit zu verbessern (Carnstam et
coll., 1977). In neuerer Zeit hat eine ganze Reihe von Arbeiten
gezeigt, dass es möglich
ist, mit einer komplizierten und schweren Apparatur die Gehfähigkeit
von Querschnittgelähmten
durch elektrische Stimulation wiederherzustellen. Diese Rehabilitation
erfordert jedoch einen beträchtlichen
Energieaufwand und ist nur für
eine gewisse Anzahl von Patienten mit relativ tief gelegener Rückenmarkverletzung
anwendbar. Daraus ergibt sich, dass die Wiederherstellung eines
tatsächlich
funktionellen Gangs noch nicht erreicht wurde.
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Diese
Erfolglosigkeit kann zu einem wesentlichen Teil durch zwei große Nachteile
erklärt
werden, die allen bisher bekannten Verfahren zur Elektrostimulation
gemeinsam sind.
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Der
erste Nachteil besteht darin, dass sie auf eine herkömmliche
Elektrostimulation zurückgreifen, die
heute als einzige angewendet wird, nämlich auf die sogenannte Regelung
in offenem Regelkreis (Open-Loop Control), die dadurch gekennzeichnet ist,
dass einzig und allein ein Muskel einer Stimulation unterzogen wird,
und zwar in Abwesenheit einer Rückkopplung
(Rückwirkung)
der so erzeugten Aktivität.
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Es
ist daran zu erinnern, dass die Erzeugung einer Bewegung durch elektrische
Stimulation heikel bleibt: Die Kontrolle der Geschwindigkeit und
der Amplitude erweist sich als sensibel und besonders schwierig,
wenn die Geste mit zusätzlichen
Widerstandsbelastungen oder sehr schnell durchgeführt wird,
und zwar infolge von Kraftimpulsen, die ihr eine starke Beschleunigung
verleihen, wie dies beim Vorgang des Gehens mit zwei Beinen der
Fall ist,.
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Für die Mobilisierung
von gelähmten
Gliedmaßen
muss diese Kontrolle noch genauer, wiederholbarer und zuverlässiger werden.
In einer ersten Zeit muss die Mobilisierung nämlich stets langsam und allmählich erfolgen,
und da im Allgemeinen ein sensorisches Defizit vorliegt, nimmt die
Person keine Empfindungen seitens des auf diese Weise mobilisierten
Gliedes mehr wahr.
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Daraus
ergibt sich, dass die Anwendung einer Elektrostimulation in offenem
Regelkreis keine adäquate
Kontrolle der hervorgerufenen Bewegungen ermöglicht. Die auf diese Weise
induzierten Bewegungen sind nicht zur Erzeugung und Steuerung der
kinetischen Energie und zur Erhaltung des linearen Moments in der
Lage, die unverzichtbar für
einen ordnungsgemäßen Ablauf
eines energiesparenden, tatsächlich
funktionalen Gehvorgangs ist. Dies bedeutet, dass diese Art von
Stimulation nicht in der Lage ist, die Dynamik des Vorgangs des
Gehens auf zwei Beinen zu erzeugen und sodann zu steuern.
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Tatsächlich muss
festgestellt werden, dass sich die auf diese Weise hervorgerufenen
Bewegungen als gerade einmal fähig
erweisen, auf mehr oder weniger ungefähre Weise die bloße Kinematik
des Gehvorgangs auszuführen.
Dies bedeutet, dass diese Bewegungen gewissermaßen der Fortbewegung des Körpers folgen,
wobei die Letztgenannte durch eine andere, unten beschriebene Weise
erzeugt wird.
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Der
zweite Nachteil der Elektrostimulationsverfahren ist im Wesentlichen
eine Konsequenz des ersten: Alle bisher beschriebenen Verfahren
erfordern eine erhebliche Beteiligung der oberen Gliedmaßen, die
entweder auf parallele Stangen oder auf eine Gehhilfe gestützt sind.
Die Fortbewegung des Körpers
wird nun im Wesentlichen durch einen manuellen Vorschub der Gehhilfe
erzeugt, der zu einer Verschiebung des Schwerpunkts des Körpers nach vorne
führt und
ihn auf diese Weise in eine nach vorne stürzende Position bringt, die
durch das Aufstützen
der oberen Gliedmaßen
auf die Gehhilfe kontrolliert wird. Sodann wird unter der Einwirkung
der Elektrostimulation eine Folgebewegung der einen und anschließend der
anderen unteren Gliedmaße
hervorgerufen. Darauf wird die Gehhilfe neuerlich nach vorne bewegt,
und so fort.
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Daraus
ergibt sich, dass der auf diese Weise erzielte Gang aus einer Abfolge
von Beschleunigungen und anschließenden Verlangsamungen (Bremsungen)
besteht, jedesmal mit einem kurzen Zwischenstopp, um die Gehhilfe
nach vorne zu bewegen. Die Folge – die derzeit allen Verfahren
gemeinsam ist –,
ist ein extrem langsamer Gang, bestenfalls kaum mit einem Fünftel der
normalen Geschwindigkeit eines Fußgängers, der einen enormen Energieaufwand
erfordert, der den Patienten sehr rasch erschöpft. Die Bewegungskapazität beträgt unter
solchen Umständen
nicht über
einige zehn Meter.
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Schließlich ist
diese Art von Gang mittels Prothese dadurch gekennzeichnet, dass
er auf vier Stützpunkten
(den beiden Füßen und
den beiden Händen
unter Zwischenstellung der Gehhilfe) statisch stabil ist und dass
er das lineare Moment nicht aufrechterhält, während der menschliche Gang
auf zwei Beinen dadurch gekennzeichnet ist, dass er die Beherrschung
eines dynamisch stabilen Gangs auf zwei Stützpunkten mit Erhaltung des
linearen Moments ermöglicht.
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Die
herkömmliche
Elektrostimulation mit offenem Regelkreis weist einen zusätzlichen
Nachteil auf, wenn sie angewendet wird, um eine Stärkung der
Muskeln zu erzielen. Weiter oben wurde beschrieben, dass diese Art
von Stimulation keine wirksame und adäquate Kontrolle der dynamischen
Aktivität
ermöglicht,
die durch den stimulierten Muskel erzeugt wird, vor allem wenn sich
der Letztgenannte gegen zusätzliche
Widerstandsbelastungen zusammenziehen muss. Dies ist zwangsläufig der
Fall bei einem Muskelstärkungstraining
nach dem „Überlastungsprinzip" oder „Prinzip
des Trainings mit steigendem Widerstand".
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Tatsächlich ist
es gut bekannt, dass die Entwicklung der Stärke und der Ausdauer der Muskeln – oder der
Muskelaufbau –,
d.h. die Entwicklung der maximalen Arbeitsfähigkeit, von einem Prinzip
abhängt,
das „Überlastungsprinzip" genannt wird. Nach diesem
Prinzip entwickeln sich die Kraft und die Ausdauer eines Muskels
nur dann, wenn der Letztgenannte während einer bestimmten Zeit
mit dem Maximum seiner Leistung und seiner Ausdauer gegen einen
geeigneten Widerstand verwendet wird. Das Überlastungsprinzip bedeutet,
dass der Widerstand, dem sich der Muskel entgegensetzt, allmählich in dem
Maß, wie
der Muskel an Kraft und Ausdauer gewinnt, erhöht werden muss. Aus diesem
Grund ist man von der ursprünglichen
Bezeichnung „Überlastungsprinzip" nun zu der Bezeichnung „Prinzip
des Trainings mit steigendem Widerstand" übergegangen.
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Aus
offensichtlichen Gründen
der Wirksamkeit, Präzision
und Sicherheit sollte diese Art der Stimulierung in offenem Regelkreis
im Wesentlichen auf das Erzielen isometrischer Kontraktionen beschränkt werden,
die auch statische Kontraktionen genannt werden, da die isometrische Kontraktion
durch das Fehlen einer Verkürzung
des Muskels gekennzeichnet ist, dessen Enden während einer Kontraktion fix bleiben.
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Gemäß den Grundsätzen der
Physik folgt aus diesem Fehlen einer Verkürzung und einer Bewegung der
Enden des Muskels, dass keinerlei mechanische Arbeit geleistet wird.
Dennoch verbraucht die isometrische Aktivität Energie, die in Form von Wärme abgegeben
wird.
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Aus
der Fachliteratur geht hervor, dass solche isometrischen Kontraktionen
einzig isometrische Kraft entwickeln, und dies einzig in einem gegebenen Gelenkwinkel
und nur in diesem Winkel.
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Nun
versucht man in der Regel mit dem Ziel einer funktionellen Rehabilitation,
die Kraft und die Ausdauer eines Muskels über den gesamten Bereich des
physiologischen, normalerweise genutzten Gelenkwinkels zu erhöhen, den
er erzeugen kann, d.h. man versucht, seine Fähigkeit zu erhöhen, eine
maximale mechanische Arbeit zu liefern. Es ist somit offensichtlich,
dass die Elektrostimulation mit offenem Regelkreis nicht in der
Lage ist, diese Anforderungen zu erfüllen.
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Wenn
eine Person von einer Rückenmarkverletzung
betroffen ist, die zu einer Lähmung
führt, so
leidet sie in einer allerersten Phase an einem Spinalschock, der
eine Akutversorgung und eine Anfangsphase im Bett erfordert. Wenn
man in der Folge eine erste, frühe
Mobilisierung zum Zweck der Rehabilitation durchführen kann,
die in diesem Stadium immer langsam und allmählich sein muss, zeigt der Patient
bereits eine ausgeprägte
Muskelatrophie, die eine Folge dieser Periode der Immobilisierung
ist.
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Die überwiegende
Mehrheit der Population der Querschnittgelähmten befindet sich übrigens
aktuell in einer Phase weit nach der Anfangsphase im Bett und weist
daher eine noch ausgeprägtere
und häufig
von einer Gelenkversteifung begleitete Muskelatrophie auf.
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In
einer ersten Zeit erlauben es die Muskelschwäche infolge der Immobilisationsatrophie
und die eventuellen Einschränkungen
der Gelenkbeweglichkeit der Gliedmaßensegmente auf Grund der Gelenkversteifung
nicht, das Gewicht des Körpers
für seine
Mobilisierung in aufrechter Position zu tragen. Daher sollte das
Training zur Muskelstärkung
und Beweglichkeit der Gelenke in einer Position ausgeführt werden,
die für
eine vollständige
Beweglichkeit aller betroffenen Gelenke günstig ist, wobei dies bei der
unteren Gliedmaße
der Knöchel,
das Knie und die Hüfte
sind. Dazu wäre
eine auf dem Rücken
liegende Position (Rückenlage)
optimal.
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Nun
wäre es
einerseits günstig,
die Beweglichkeit der Gelenke zu trainieren, um das Bänder- und
Kapselsystem zu stärken,
um eventuelle Winkelbeschränkungen
sehr allmählich
zu beseitigen und um soweit wie möglich eine vollständige Beweglichkeit
des Gelenks über
seinen gesamten physiologischen Winkelbereich wiederzuerlangen.
Andererseits wäre
es parallel dazu günstig,
einen entsprechenden Muskelaufbau gemäß dem „Prinzip des Trainings mit
steigendem Widerstand (Überlastungsprinzip)" vorzunehmen, und
dies über
den gesamten verfügbaren
Winkelbereich des Gelenks. Dieser Muskelaufbau sollte sowohl bei
Streck- als auch Biegebewegungen der Gelenke der verschiedenen betroffenen
Gliedmaßensegmente
erfolgen, um zu vermeiden, dass ein Ungleichgewicht der Muskeln
welcher Art auch immer hervorgerufen wird. Selbstverständlich kann
der Muskelaufbau gelähmter
Muskeln nur mittels einer geeigneten Elektrostimulation erfolgen.
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Anfangs
sollten diese Übungen
auf extrem langsame, präzise
und allmählich
steigende Weise ausgeführt
werden, insbesondere was die Mobilisierung der Gelenke betrifft,
um jegliche Schädigung des
Muskel-, Sehnen- und Gelenksystems und insbesondere die Gefahr eines
Osteotoms (vom Typ POA) infolge einer erzwungenen Mobilisierung
zu vermeiden.
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Es
soll daran erinnert werden, dass die Paraosteoarthropathie (POA)
in einer ektopischen Knochenbildung besteht, die sich bei bestimmten
Schädigungen
des Zentralnervensystems (Querschnittlähmung, Halbseitenlähmung, Schädeltrauma
usw.) in der Umgebung der unterhalb der Läsion befindlichen großen Gelenke
entwickelt. Sie stellt eine Komplikation dar, die gefährlich sein
kann und gefürchtet
wird, wenn sie die Funktion beeinträchtigt.
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Daher
sollten aus allen oben genannten Gründen die induzierten Bewegungen
unbedingt und strikt hinsichtlich ihrer Stärke, Geschwindigkeit und Gelenkamplitude
kontrolliert werden. Wie oben erwähnt wurde, kann die herkömmliche
Elektrostimulation in offenem Regelkreis diesen Anforderungen nicht
genügen.
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Das
wesentliche Ziel des oben beschriebenen Trainings besteht darin,
es dem Patienten zu ermöglichen,
eine funktionelle Arbeitsfähigkeit
(in gewissem Maß ein „Fitness"-Niveau) der unteren
Gliedmaßen
wiederzuerlangen und sodann zu erhalten, die soweit wie möglich in
der Lage ist, das Gewicht des Körpers
in aufrechter Position zu tragen, oder noch besser, in der Lage
ist, ihn von einer kauernden Position in die aufrechte Position
und umgekehrt zu bringen. Erst in diesem Stadium wird der Patient
wirklich in der Lage sein, mit größtmöglichem Gewinn ein spezifisches
Training für
den Vorgang des Gehens auf zwei Beinen durchzuführen.
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Es
wurde oben beschrieben, dass im Rahmen eines wirksamen Gehtrainings
die Ersatzfähigkeit
durch die Formbarkeit des Nervensystems eine wesentliche Rolle spielt
und dass diese Fähigkeit durch
die propriozeptiven Informationen initiiert und stimuliert wird.
Dabei sowie beim Neulernen des unabdingbaren Bewegungsschemas sind
die propriozeptiven Informationen umso wirksamer, je näher sie jenen
sind, die aus einer gleichwertigen willkürlichen Aktivität stammen
(Nachahmungsprinzip).
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Sehr
schematisch und im Wesentlichen ist anzunehmen, dass das Gehen auf
zwei Beinen in einem rein dynamischen Gleichgewicht auf zwei Stützpunkten
erfolgt. Es gibt kurze Kraftimpulse ganz zu Beginn eines Schrittes,
die von den Oberschenkelstreckmuskeln an der Hüfte und von den Streckmuskeln
des Fußes
geliefert werden, die für
den Antrieb des Körpers
nach vorne sorgen. Diese Kraftimpulse oder Schwungimpulse rufen
eine Beschleunigung der Körpermasse
nach vorne hervor. Auf diese Weise erhält diese Körpermasse eine Geschwindigkeit
und folglich eine kinetische Energie und ein lineares Moment. Diese
Impulse erzeugen die Dynamik des Gehprozesses.
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Während der
Ausführung
des Schrittes führt der
Massenmittelpunkt des Körpers
anschließend eine
Pseudo-Wurfbahn
mit parabelförmigem
Verlauf aus. Während
der Ausführung
dieser Bahn sorgt eine relativ schwache Muskelbeteiligung für die Kontrolle der
kinematischen Kette der Segmente, die die untere Gliedmaße bilden.
Man kann sagen, dass in diesem Stadium die Muskelbeteiligung für die Verfolgung
der Bahn sorgt und folglich die Dynamik des Gehprozesses steuert.
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Das
Ziel dieser Steuerung ist es, die Bewegungen der Gliedmaßen zu optimieren,
um die Verringerung der Bewegungsenergie am Ende des Schrittes zu
minimieren und auf diese Weise ein möglichst konstantes lineares
Moment zu erhalten, so dass zu Beginn des nächsten Schrittes ein minimaler
Kraftimpuls ausreicht, um den Verlust an Bewegungsenergie zu kompensieren
und die Erhaltung des linearen Moments zu sichern, wodurch ein Antrieb
mit konstanter Durchschnittsgeschwindigkeit gewährleistet wird. Genau dieser
Grad der Erhaltung der Bewegungsenergie am Ende jedes Schrittes
bestimmt die Menge an neuer Energie, die notwendig ist, um den Antrieb
mit konstanter Durchschnittsgeschwindigkeit aufrechtzuerhalten.
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Der
oben beschriebene Mechanismus wird besonders deutlich beim Laufen.
Dieses besteht in einer Beschleunigung der Geschwindigkeit des Ablaufs
der Kinematik des Gehprozesses. In diesem Fall verfolgt der Massenmittelpunkt
des Körpers
bei einem Schritt infolge eines starken Schwungimpulses eine parabelförmige Wurfbahn,
während
der die beiden Füße jeglichen
Bodenkontakt verlieren, bis das Körpergewicht am Ende des Schrittes
auf einem einzigen Fuß aufgenommen
wird.
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Sodann
geben der gleiche Fuß und
das gleiche Bein einen neuen Kraftimpuls, der für den nächsten Schritt sorgt.
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Bis
heute existiert keine Vorrichtung zur Rehabilitation der unteren
Gliedmaßen
einer querschnittgelähmten
Person oder zum Gehtraining, die die oben genannten Bedingungen
erfüllt,
um die unteren Gliedmaßen
auf physiologische Weise trainieren zu können, wobei für eine getreue
Nachahmung der willkürlichen
Aktivität
gesorgt wird, die infolge einer Lähmung zentralen Ursprungs unmöglich geworden
oder eingeschränkt
ist. Auch erlaubt es keine der bisher in der Literatur vorgeschlagenen
Vorrichtungen, die oben genannten Bedingungen zu erreichen.
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Das
Patent
US 4,642,769 beschreibt
ein System zur Kontrolle der Bewegungen der unteren Gliedmaßen in offener
Muskelkette mittels einer Elektrostimulation der gelähmten Muskeln.
Es handelt sich um externe, nicht in das Gelenk integrierte Mittel,
wobei diese Vorrichtung schwerlich wirksam erscheint.
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Die
Patente
US 5,476,441 und
US 954,621 beschreiben Vorrichtungen,
die für
eine Kontrolle des Winkels eines Gelenks mit Hilfe einer rückgekoppelten
Bremsung des Gelenkwinkels sorgen. Es handelt sich jedoch um eine
bloße
Bremsung ohne die Möglichkeit
zur Motorisierung des Gelenks.
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Das
Patent
US 5,682,327 schlägt eine
Vorrichtung vor, die für
eine universale Kontrolle der Motoren und folglich der Bewegungen
sorgt, die mit Hilfe von gut bekannten Geräten zur kontinuierlichen passiven
Mobilisierung erzeugt werden. Wie schon ihr Name sagt, rufen diese
Geräte
rein passive Gelenkbewegungen hervor. Diese Vorrichtung ist spezifisch zur
Kontrolle der beweglichen Schienen bestimmt, die durch Motoren aktiviert
werden. Sie sieht jedoch keinen damit verbundenen und kontrollierten
Einsatz einer neuromuskulären
Elektrostimulation welcher Art auch immer vor.
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Sogenannte
hybride Vorrichtungen, die eine neuromuskuläre Elektrostimulation mit einer
Prothese kombinieren, werden beschrieben in WO 96/36278 und im Artikel
von Popovic D et al.: „Hybrid Assistive
System – The
Motor Neuroprosthesis" (IEEE
Transactions on Biomedical Engineering, IEEE Inc. New York, USA,
Band 36, Nr. 7, 1. Juli 1989, Seiten 729–736). Diese Vorrichtungen
weisen jedoch insofern einen großen Nachteil auf, als die Eigenmasse der
Prothese nicht kontrolliert wird. Daher interferiert diese Masse
durch ihre Trägheits-
und Schwerkrafteffekte sowie durch die Kräfte auf Grund der Reibungen
während
des Betriebs mit den gewünschten
Bewegungen der elektrostimulierten Körpersegmente, wodurch sie die
Qualität
der gewünschten
Bewegungen tiefgreifend beeinträchtigt,
vor allem wenn die Bewegungen mit hoher Geschwindigkeit gegen Belastungswiderstände oder
zum Gehtraining ausgeführt
werden müssen.
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Das
Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, eine Vorrichtung zur Rehabilitation
der unteren Gliedmaßen
und zum Gehtraining gemäß dem Oberbegriff von
Anspruch 1 vorzuschlagen, die frei von den oben genannten Nachteilen
(Fehlern) ist und die den oben genannten Bedingungen genügt, so dass
ein physiologisch optimales Training zur Rehabilitation der unteren
Gliedmaßen
und sodann ein Gehtraining durchgeführt werden kann, bei dem ein willkürliches, aktives
Training so genau wie möglich
nachgeahmt wird.
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Zu
diesem Zweck betrifft die Erfindung eine Vorrichtung zur Rehabilitation
und/oder zum Training der unteren Gliedmaßen einer Person nach Anspruch
1.
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Die
Ausführung
einer wirksamen Regelung der Gelenkbewegungen in geschlossenem Regelkreis
macht es unumgänglich
notwendig, die Gelenkwinkel mit entsprechenden Positionssensoren
und die im Bereich der Gelenke wirkenden Kräfte mit entsprechenden Drehmomentsensoren
präzise
messen zu können.
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Im
Stand der Technik existieren keine adäquaten implantierbaren Sensoren.
Daher ist es beim Einsatz der unverzichtbaren Sensoren notwendig, sie
in ein Exoskelett zu integrieren, das eine funktionelle Prothese
darstellt. Die Aufgabe dieser funktionellen Prothese ist es auch,
die Segmente der Gliedmaßen
während
der Übungen
zu stützen
und zu führen,
und es kommt ihr auch die Aufgabe zu, die Belastungswiderstände, die
für einen
wirksamen Muskelaufbau unverzichtbar sind, zu bilden und an die Segmente
der Gliedmaßen
zu übermitteln.
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Folglich
muss die Prothese auf ausreichend robuste Weise konstruiert sein,
um alle geforderten Funktionen wirksam erfüllen zu können. Die Robustheit der Prothese
sowie aller Elemente, aus denen sie zusammengesetzt ist (Sensoren,
Motoren usw.) verleihen jedem ihrer beweglichen Elemente eine beträchtliche
Masse.
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Während ihres
Betriebs, insbesondere bei hoher Geschwindigkeit, darf die Prothese
jedoch keinesfalls durch ihre eigene Masse mit den physiologischen
Bedingungen der angestrebten und von der trainierenden Person ausgeführten Bewegungen
interferieren, wobei dies eine wesentliche Anforderung ist.
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In
anderen Worten müssen
alle Trägheits-, Schwerkraft-
und Reibungseffekte der Prothese während des Betriebs neutralisiert
werden können,
so dass die physische Gegenwart der Prothese vergessen (vollständig neutralisiert)
werden kann, damit die ausgeführten
Bewegungen die entsprechenden willkürlichen Bewegungen frei und
getreu nachahmen.
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Diese
Anforderungen werden erfüllt
dank der aktiven Kontrolle der eigenen Gelenkbewegungen der Prothese
infolge der Motorisierung der Gelenke der Prothese, die durch das
System zur Regelung in geschlossenem Regelkreis kontrolliert wird,
wobei diese Regelung mit Positions- und Drehmomentsensoren in den
Gelenken ausgeführt
wird, die mit einer Steuereinheit verbunden sind, die einer entsprechenden
Software unterworfen ist.
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Vorzugsweise
werden die Rückkopplungen der
Stimulationsvorrichtung und der Motoren durch Steuersoftwareprogramme
vom Typ a priori ausgeführt,
um eine kontinuierliche Regelung in Echtzeit zu gewährleisten,
wobei diese unterschiedlichen Rückkopplungen
auf koordinierte Weise mit Hilfe einer entsprechenden Software gesteuert
werden, die durch Programmierung an jedes der verschiedenen angestrebten
Ziele angepasst werden kann.
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Vorzugsweise
umfassen die Steuersoftwareprogramme auch eine mathematische Modellisierung der
Merkmale und Bewegungen der orthopädischen Vorrichtung sowie eine
mathematische Modellisierung des Verhaltens der Muskeln.
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Die
folgende, als Beispiel gegebene Beschreibung bezieht sich auf die
Zeichnungen, wobei:
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1 auf
schematische Weise eine erste Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung
illustriert;
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2a und 2b auf
schematische Weise die beiden Extrempositionen der Prothese der
Vorrichtung von 1 zeigen;
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3a und 3b eine
Seitenansicht bzw. eine Draufsicht eines Ausführungsbeispiels der Prothese
von 1 sind;
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4 ein
Blockschema des Gelenkmotorisierungssystems der Vorrichtung von 1 und
seiner Rückkopplung
ist;
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5a und 5b auf
schematische Weise als Seitenansicht bzw. Draufsicht eine zweite
Ausführungsform
der erfindungsgemäßen Vorrichtung
illustrieren; und
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6 ein
Blockschema des Gelenkmotorisierungssystems der Vorrichtung von 5 und seiner Rückkopplung ist.
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Eine
Prothese wird als „hybrid" bezeichnet, wenn
sie eine funktionelle mechanische Prothese mit einer neuromuskulären Elektrostimulation
kombiniert.
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Gemäß einer
ersten Ausführungsform
der Vorrichtung, die in 1 dargestellt ist, umfasst die Vorrichtung
eine hybride Prothese zum Training der unteren Gliedmaßen, die
zur Verwendung in einer auf dem Rücken liegenden Position (Rückenlage)
eingerichtet ist.
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Gemäß dieser
Ausführungsform
ermöglicht die
Vorrichtung das Bewegungstraining einer verunglückten Person, um die Bewegungs-
und Gelenkfunktionen unter Verringerung des Schorfbildungsrisikos
möglichst
gut wiederherzustellen, und zwar mit dem Ziel, einen funktionellen
Gebrauch dieser Gliedmaßen
wiederzuerlangen.
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Genauer
wird diese Prothese aus zwei identischen Prothesen gebildet, eine
für jedes
Bein des Patienten 1, wobei jede der Prothesen über ein
Gelenk 6 und mittels einer verstellbaren Halterung 9 am Ende
eines horizontalen Rahmens 10 befestigt ist, der entsprechend
gepolstert ist und dazu bestimmt ist, den Rücken und das Becken des Patienten
zu stützen,
der sich in einer auf dem Rücken
liegenden Position befindet. Jede dieser beiden Prothesen bildet
ein Robotersystem vom seriellen Typ, das aus drei Segmenten 2, 3, 4 zusammengesetzt
ist, die durch Gelenke 7, 8 verbunden sind.
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Jede
dieser Prothesen ist so ausgebildet, dass sie ein Exoskelett zum
Stützen
und Führen
der unteren Gliedmaße
darstellt, wodurch sie für
eine mechanische Schnittstelle mit den drei Körpersegmenten sorgt, die die
untere Gliedmaße
bilden, nämlich
Oberschenkel, Unterschenkel und Fuß.
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Zu
diesem Zweck können
die Teile der unteren Gliedmaße
(Oberschenkel und Unterschenkel) mit den entsprechenden Segmenten 2, 3 der
mechanischen Prothese mit Hilfe von gepolsterten Auflagen in Form
von Schienen 11, 12 und Gurten mit einem Verschluß vom Typ „Klettverschluss" 13, 14 verbunden
werden, die mit der Prothesenstruktur verbunden sind.
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Wie
dies in 2a, 2b, 3a und 3b dargestellt
ist, werden die Prothesensegmente 2, 3 des Oberschenkels
und des Unterschenkels aus teleskopischen Rohren gebildet, deren
Länge an die
Gestalt des Patienten angepasst werden kann, so dass die Prothesengelenke 6 für die Hüfte, 7 für das Knie
und 8 für
den Knöchel
vom funktionellen Standpunkt mit den entsprechenden physiologischen
Gelenken des Patienten zusammenfallen. Das dritte Prothesensegment 4 bildet
eine Fußsohlenstütze. Der
Fuß wird
mit Hilfe einer biegsamen Struktur, die der Struktur an der Oberseite
eines Schuhs ähnlich ist
und die durch biegsame Laschen 15 mit einem Verschluss
vom Typ „Klettverschluss" fest geschlossen
werden kann, ständig
in Kontakt mit dieser Fußsohlenstütze gehalten.
-
Die
beschriebene Schnittstelle, die die Körpersegmente der unteren Gliedmaße eng mit
den entsprechenden Prothesensegmenten verbindet, bildet auf diese
Weise eine funktionelle Einheit: Die Bewegungen der Gliedmaße und der
Prothese sind nun miteinander verbunden und identisch.
-
Die
Kinematik jeder Prothese vom seriellen Typ, die nur eine einzige
kinematische Kette umfasst, ist die einfachste, die es gibt. Die
Vorteile eines solchen seriellen Systems sind sehr zahlreich, denn
dieses System kann sehr leicht an die Gestalt des Patienten angepasst
werden. Es kann leicht und automatisch zusammengeklappt werden.
Da die drei Gelenke voneinander unabhängig sind, ist die Steuerung sehr
einfach. Vor allem jedoch ist, wie dies in 2a und 2b dargestellt
wurde, die durch ein solches System ermöglichte Gelenkbeweglichkeit
maximal und ermöglicht
ein optimales Training der Beweglichkeit des Gelenks über seinen
gesamten physiologischen Bereich. Tatsächlich erfordert ein solches
Training für
jedes der Gelenke folgende Bewegungsamplituden für die Streckung bzw. die Beugung:
- – Hüftgelenk: –5° bis 120°
- – Kniegelenk: –10° bis 130°
- - Knöchelgelenk: –25° bis 45°
-
Selbstverständlich können die
Prothesen jedoch auch mit einer Kinematik vom parallelen Typ gebildet
sein.
-
Wie
dies in 3a und 3b dargestellt ist,
wird jedes Gelenk der Prothese durch einen elektrischen Servomotor 20, 21, 22 betätigt, der
eine Antriebswirkung oder eine Bremswirkung haben kann, wobei er
an ein Untersetzungsgetriebe 23, 24, 25 gekoppelt
ist. Jeder Motor ist neben einem der Rohre (Prothesensegmente) angeordnet,
die die Gelenke verbinden. Die Achse des Motors ist parallel zum
benachbarten Rohr. Er treibt die senkrechte Achse des Gelenks mit
Hilfe eines Kegelräderpaares
an. Somit ist die Achse des Motors mit einem Kegelrad versehen, das
in einen Kranz eingreift, der an der Eingangsachse des Untersetzungsgetriebes
befestigt ist, wobei die Ausgangsachse des Untersetzungsgetriebes
an dem anderen Rohr befestigt ist, das mit dem Gelenk verbunden
ist, das er auf diese Weise antreiben kann.
-
Die
Motoren, die es ermöglichen,
die Anforderungen dieser Anwendung zu erfüllen, können Servomotoren der Marke „Maxon
Motor" sein. Tatsächlich sind
das Gewicht und die Leistungen dieser Motoren bezüglich des
Drehmoments ausgezeichnet. Darüber
hinaus weisen diese Motoren eine modulartige Bauweise auf und umfassen
einen digitalen Positionscodierer.
-
Gemäß einer
Variante erfolgt die Motorisierung des Gelenks mittels eines Hebelmechanismus, der
durch eine Antriebsschraube betätigt
wird. Gemäß dieser
Variante ist ein Motor an einem der beiden Prothesensegmente befestigt,
die mit dem betreffenden Gelenk verbunden sind. Dieser Motor versetzt
eine Schraube ohne Ende in eine Drehbewegung. Die Drehung der Schraube
treibt eine Mutter an, die an dieser Schraube montiert ist. Diese
Mutter versetzt über
ein Pleuel eine Kurbel in Bewegung. Die Drehachse der Kurbel entspricht
der Drehachse des Gelenks, und die Kurbel ist an dem zweiten Prothesensegment
befestigt, das mit dem betreffenden Gelenk verbunden ist. Aus dieser
Vorrichtung ergibt sich, dass sich je nach der Drehrichtung des
Motors die Mutter dem Motor annähert,
was eine Streckung des Gelenks hervorruft. Eine umgekehrte Drehung des
Motors führt
zur Entfernung der Mutter und ruft eine Beugung des betreffenden
Gelenks hervor.
-
Gemäß einer
anderen Variante kann die Gesamtheit so ausgebildet sein, dass jeder
Motor die senkrechte Achse des Gelenks mit Hilfe einer Schnecke
mit Schneckenrad antreibt. Gemäß einer
weiteren Variante können
die Motoren senkrecht zum benachbarten Rohr angeordnet sein.
-
Selbstverständlich können die
elektrischen Servomotoren durch hydraulische Servomotoren mit einer
entsprechenden hydraulischen Steuervorrichtung ersetzt werden.
-
Ebenso
können
die digitalen Codierer durch analoge Codierer ersetzt werden.
-
Kraft-
und Drehmomentsensoren sind ebenfalls in jedes Prothesengelenk integriert.
-
Eine
zentrale Steuereinheit 30 ist in die Vorrichtung integriert.
Wie im Schema von 4 dargestellt ist, umfasst sie
einen Steuerungs-Mikrocomputer 31, eine Stromversorgung 32 für die Servomotoren
und einen elektrischen neuromuskulären Stimulator 33.
-
Der
elektrische neuromuskuläre
Stimulator 33 ist programmierbar und weist mehrere Ausgangskanäle auf,
zum Beispiel fünfzehn
bis zwanzig Kanäle.
Es handelt sich um einen Generator von elektrischen Impulsen, der
es ermöglicht,
Impulse von beliebiger Form zu erzeugen, zum Beispiel rechteckige Stromimpulse
mit einer Dauer in der Größenordnung von
jeweils 200 bis 300 μs.
Die Amplitude des Stroms jedes Impulses kann zwischen 0 und 100
mA eingestellt werden, während
die Wiederholungsfrequenz der Impulse zwischen 5 und 80 Hz eingestellt
werden kann. Die Kanäle
sind untereinander und von der Erde galvanisch getrennt (erdfreie
Ausgänge),
um jede intrakorporale elektrische Wechselwirkung zwischen den aktiven
Kanälen
zu vermeiden. Jeder Kanal kann mit einem Paar Oberflächenelektroden 37, 38 versehen
sein, die auf dem zu stimulierenden Muskel angebracht werden können. In 1 und 5a sind
nur zwei Paar Elektroden 37', 38' und 37'', 38'' dargestellt.
Selbstverständlich
können
jedoch weitere Elektrodenpaare vorgesehen werden. Auch können die
Oberflächenelektroden
durch ein in den Körper
implantiertes System ersetzt werden.
-
Die
Kanäle
sind unabhängig
voneinander auf interaktive Weise programmierbar, um im Hinblick
auf eine koordinierte Tätigkeit
der synergistischen und antagonistischen Muskeln einer programmierten
Bewegung individuelle Kontraktionen aller stimulierten Muskeln hervorrufen
zu können,
die bezüglich
der Dauer und der Stärke
entsprechend kontrolliert sind.
-
Die
Entwicklung der Prothesengelenke wurde von der Entscheidung bestimmt,
die Untersetzungsgetriebe direkt in sie zu integrieren. Es wurde nach
einem relativ kompakten System gesucht, das im Bereich der Hüfte, des
Knies und auch des Knöchels
angewendet werden kann. Da das System kompakt sein muss und einen
relativ hohen Untersetzungsfaktor aufweisen muss, können vorteilhafterweise
Untersetzungsgetriebe vom Typ „Harmonic Drive" gewählt werden.
Ein solches Untersetzungsgetriebe mit neuartiger Konstruktion ersetzt
auf vorteilhafte Weise ein herkömmliches
Untersetzungsgetriebe. Es ist kompakt und weist eine geringe Masse auf.
-
Die
für die
Prothesengelenke verwendete Konzeption ermöglicht es, die Segmente, die
die Gelenke wie in 3a und 3b dargestellt
verbinden, in eine Linie zu bringen, damit die gesamte Prothese
nahe am Bein des Patienten bleibt, um die Qualität und die Genauigkeit der funktionellen
Einheit zu verbessern, die durch die Einheit Prothese/Bein gebildet
wird.
-
Der
digitale Positionscodierer 34 und die Kraft- und Drehmomentsensoren 35,
die in das Gelenk integriert sind, das durch seinen Servomotor 20, 21 oder 22 mobilisiert
oder gebremst wird, übertragen
in Echtzeit ihre Informationen an die zentrale Steuereinheit. Der
Steuerungs-Mikrocomputer 34 der Steuereinheit 30 interpretiert
diese Daten, was es ermöglicht,
in Echtzeit die Winkelposition des Gelenks, die Winkelbeschleunigung
und die Winkelgeschwindigkeit des Gelenks sowie die sich darin entwickelnden
Kräfte
und Drehmomente zu kennen.
-
Der
Steuerungs-Mikrocomputer 34 enthält eine Software, in der eine
mathematische Modellisierung der Prothese gespeichert wurde, die
für jedes Segment
der Prothese seine Masse, seinen Massenmittelpunkt und die Hebelarme
in Bezug auf die betreffenden Gelenke berücksichtigt. Auch die Drehmomente
der Gelenke können
modellisiert werden. Auf diese Weise können alle denkbaren freien
oder programmierbaren Bahnen modellisiert werden, wie zum Beispiel
die Bewegungen des Übergangs
von der kauernden Position in die aufrechte Position, von der sitzenden
Position in die aufrechte Position, des Tretens, des Gehens usw.
Eine solche Modellisierung ermöglicht
es, alle Bewegungen und ihre Effekte vorzusehen, insbesondere die
Trägheits-
und Schwerkrafteffekte der Prothese. Dies ermöglicht eine vollständige Rückkopplung
der Bewegungen der Prothese in geschlossenem Regelkreis.
-
Parallel
dazu wird die mathematische Modellisierung des Verhaltens der betreffenden
Muskeln in dieser Software gespeichert, um die Rückkopplung der Stimulationsvorrichtung
in geschlossenem Regelkreis zu ermöglichen.
-
Diese
Informationen bilden auf diese Weise eine vollständige und koordinierte doppelte
Rückkopplung
der Aktivität
jedes Gelenks unter Widerstandsbelastung. Diese technische Rückkopplung ersetzt
somit die fehlende physiologische Rückkopplung, wie sie normalerweise
durch das propriozeptive Nervensystem an das Zentralnervensystem
(ZNS) übermittelt
wird. Tatsächlich
ahmt die technische Rückkopplung
die fehlende physiologische Rückkopplung
getreulich nach.
-
Da
es das wesentliche Ziel ist, entsprechend kontrollierte Bewegungen
zu erzeugen, die gegen vorprogrammierte fixe oder veränderliche
Belastungen ausgeführt
werden, wird an die Programmierung des Stimulators 33 auf
zwei Arten herangegangen, die sich als komplementär erweisen
können,
wobei die zweite dazu dienen kann, die Parameter der ersten anzupassen:
- 1. Analyse der Elektromyogramme von identischen
Bewegungen, die auf willkürliche
Weise von einer gesunden Person ausgeführt werden, sodann Programmierung
der Muskelsequenz basierend auf diesen Daten, um die Bewegungen
zu reproduzieren.
- 2. Rein experimentelle Programmierung der Bewegungen durch theoretische
Vorerstellung der Muskelsequenz, sodann Test und Anpassung der Parameter
in Abhängigkeit
von den Reaktionen des Patienten.
-
In
allen Fällen
ist vorgesehen, dass der Bediener im Lauf der Stimulation leicht
eingreifen kann, um die Muskelsequenz, d.h. den Beginn und das Ende
der Aktivität
eines Kanals im gegebenen Zyklus, sowie die Einstellung der Stärke der
Kontraktion zu ändern.
-
Die
Trainingsprogramme können
spezifisch für
einen bestimmten Patienten in Abhängigkeit von seiner Gestalt,
von seinen physiologischen Fähigkeiten
und Reaktionen, vor. seinen Bedürfnissen
und von den angestrebten Zielen erstellt werden.
-
Ein
spezifisches Trainingsprogramm für
einen bestimmten Patienten kann im Vorhinein auf einem tragbaren
Datenträger 39,
wie zum Beispiel einer Diskette oder einer Speicherkarte gespeichert werden.
Dieser Datenträger
kann in die Steuereinheit eingeführt
werden, damit der Steuerungs-Mikrocomputer 31 den neuromuskulären Stimulator 33 und
die Servomotoren 20, 21, 22 steuern kann,
um das Trainingsprogramm auszuführen.
-
Die
ordnungsgemäße Ausführung eines Trainingsprogramms
wird durch eine sogenannte „Compliance"-Vorrichtung kontrolliert,
die auf dem Datenträger 39 den
Wert eventueller Abweichungen bei der Ausführung aller ursprünglich programmierten
Parameter verzeichnet. Diese Compliance kann anschließend durch
den Bediener mittels einer Wiederablesung des Datenträgers interpretiert
werden.
-
Die
Fachliteratur zeigt auf, dass, wenn der Patient während der
Ausführung
der durch neuromuskuläre
Elektrostimulation induzierten Bewegungen dazu angeregt werden kann,
an eine Verbesserung der auf diese Weise ausgeführten Aktivität der unteren
Gliedmaßen
zu denken, eine solche geistige Aufgabe einen ausgeprägten nützlichen
Effekt haben kann, der die laufende Aktivität erleichtert.
-
Folglich
kann der Trainingsvorrichtung ein „Biofeedback-System" beigefügt werden,
das zum Beispiel darin bestehen kann, auf einem Bildschirm 40,
der vor dem trainierenden Patienten angeordnet ist, das erbrachte
Leistungsniveau im absoluten Wert und/oder in Bezug auf ein festgesetztes
Ziel und/oder auch erzielte Fortschritte anzuzeigen.
-
Die
sachgerechte Ausführung
einer programmierten Bewegung sowie einer Aufeinanderfolge von programmierten
Bewegungen (zum Beispiel Gehen) wird ordnungsgemäß einer Rückkopplung unterzogen, die
mit Hilfe der Informationen ausgeführt wird, die dem Steuerungs-Mikrocomputer 31 der
zentralen Steuereinheit durch die Positionssensoren 34 sowie
die Kraft- und Drehmomentsensoren 35 übermittelt werden, die in jedes
Prothesengelenk integriert sind. Diese Informationen werden durch den
Steuerungs-Mikrocomputer 31 verarbeitet, der zu diesem
Zweck entsprechend programmiert wurde, und dienen nun dazu, die
Stimulierungsparameter zu regulieren, die die Dauer und die Kraft
einer Kontraktion bestimmen, wie zum Beispiel die Dauer der Stimulation,
die Stromstärke
und die Wiederholungsfrequenz der Impulse während der Stimulierung.
-
Daraus
ergibt sich, dass die Gesamtheit der Informationen, die durch die
Sensoren in den Gelenken geliefert werden (Ausgangssignal des stimulierten
Muskels), ihre Verarbeitung im Mikrocomputer mit Hilfe eines entsprechenden
Programms sowie die Regulierung der davon abhängigen Stimulierung (Eingangssignal
des stimulierten Muskels) ein rückgekoppeltes
System mit Regelung in geschlossenem Regelkreis bildet. Ein solches
System definiert eine rückgekoppelte
elektrische Muskelstimulation mit Regelung in geschlossenem Regelkreis (Closed-Loop
Electrical Muscle Stimulation), die in der Lage ist, ordnungsgemäß kontrollierte
und wiederholbare Bewegungen zu erzeugen, die gegen vorprogrammierte
fixe oder veränderliche
Belastungen ausgeführt
werden, und dies im Gegensatz zu einer herkömmlichen Stimulation in offenem
Regelkreis (Open-Loop Control), bei der es keinerlei Rückkopplung
der erzielten Muskelaktivität
gibt.
-
Die
oben beschriebene hybride orthopädische
Vorrichtung, die die Eigenschaften einer rückgekoppelten elektrischen
Muskelstimulation mit Regelung in geschlossenem Regelkreis und einer
motorisierten funktionellen mechanischen Prothese, die ebenfalls
in geschlossenem Regelkreis rückgekoppelt
ist, kombiniert und koordiniert, stellt ein Robotersystem dar, das
extrem vielseitige Anwendungen ermöglicht, da es verwendet werden
kann:
- – zum
Training in Fällen,
in denen der Patient keinerlei Kraft mehr hat und nicht elektrostimuliert wird;
in diesem Fall führen
nur die Motoren der Gelenke die programmierten Bewegungen aus;
- – zur
Kompensation, wenn der Patient – elektrostimuliert
oder nicht – nicht
ausreichend Kraft besitzt, um alleine die Bewegungen auszuführen und
wenn ihm, auch mit einem Ausgleich der Schwerkraft, geholfen werden
muss; in diesem Fall bieten die Motoren der Gelenke die notwendige
ergänzende
Unterstützung;
- – zur
Bremsung, wobei der Patient – durch
Elektrostimulation und/oder willkürlich – eine Bewegung erzeugt, der
die Vorrichtung mit Hilfe der Servomotoren 20, 21, 22 in
Abhängigkeit
von der programmierten Widerstandsbelastung teilweise oder zur Gänze entgegenwirkt;
wobei
somit je nach der eingesetzten Programmierung:
das Training
isometrisch ist, wenn der Belastungswiderstand der Bewegung vollständig entgegenwirkt;
das
Training isokinetisch ist, wenn sich der Belastungswiderstand ständig anpasst,
um eine konstante Winkelgeschwindigkeit der Gelenkbewegung aufrechtzuerhalten;
das
Training isotonisch ist, wenn sich die Winkelgeschwindigkeit des
Gelenks ständig
anpasst, um einen konstanten Belastungswiderstand aufrechtzuerhalten;
- – jedes
Gelenk individuell gegen einen eigenen, programmierten Belastungswiderstand
trainiert werden kann. Auf diese Weise ist es zum Beispiel möglich, bei
gestrecktem Bein im Bereich des Knöchelgelenks die Beugung der
Fußsohle
(d.h. die Streckung des Fußes) gegen
einen Belastungswiderstand zu trainieren. Ein solches Training ermöglicht es,
ein Erheben auf die Zehenspitzen gegen einen steigenden Belastungswiderstand
zu imitieren. Der Letztgenannte kann stufenweise bis auf zum Beispiel
ein Maximum von 100 kg pro Bein erhöht werden. Auf diese Weise können das
Gelenk und die Zwillingsmuskeln gestärkt werden, die sich im hinteren
Muskelfach des Beins befinden und die einen wesentlichen Teil zum
Schwungkraftimpuls beim Gehprozess beitragen.
- – die
Körpersegmente,
die die untere Gliedmaße bilden,
und ihre Gelenke auf koordinierte Weise entsprechend der kinematischen
Kette, die sie bilden, trainiert werden können, um spezifische Bewegungen
zu erzeugen:
zum Beispiel um gleichzeitige Streckbewegungen der
beiden unteren Gliedmaßen
zu erzeugen, gefolgt von Beugungsbewegungen gegen einen Belastungswiderstand,
so dass die Bewegung des Übergangs
von einer kauernden Position in eine gestreckte Position, die einer
aufrechten, gegen die Schwerkraft gehaltenen Position des Körpers entspricht,
und sodann die Bewegung der kontrollierten Rückkehr in die kauernde Position
nachgeahmt wird;
zum Beispiel um abwechselnde Tretbewegungen der
beiden unteren Gliedmaßen
gegen die Bremsung zu erzeugen, die aus einem programmierten Belastungswiderstand
resultiert;
zum Beispiel um durch Nachahmung das Basistraining
der abwechselnden Bewegungen der beiden Gliedmaßen beim Gehen (stepping) gegen entsprechende
Widerstände
im Bereich der Gelenke durchzuführen.
-
Gemäß einer
in 5a, 5b und 6 dargestellten
zweiten Ausführungsform
umfasst die Vorrichtung eine hybride Prothese zum Training der unteren
Gliedmaßen,
die jener von 1 ähnlich ist, jedoch für eine Verwendung
in aufrechter Position ausgebildet ist, und zwar im Hinblick auf
ein spezifisches Training des dynamischen Prozesses des Gehens,
bei dem die inhärente
Bewegung berücksichtigt
wird, wenn der Patient eine entsprechende „Fitness" (Grade des Muskelaufbaus und der Beweglichkeit
der Gelenke) erreicht hat, um den Patienten mit Hilfe einer getreuen
Nachahmung des dynamischen Prozesses des willkürlichen Gehens spezifisch auf das
Gehen hin zu trainieren.
-
Zu
diesem Zweck können
alle Elemente der Vorrichtung gemäß der ersten Ausführungsform
mit Ausnahme des horizontalen Rahmens 10, der dazu bestimmt
ist, den Rücken
und das Becken des Patienten in einer auf dem Rücken liegenden Position zu stützen, wiederverwendet
werden, wobei die beiden identischen Prothesen, die für die beiden
Beine bestimmt sind, in diesem Fall zu beiden Seiten eines mechanischen
Beckengürtels 51 befestigt
sind, der so einstellbar ist, dass die Prothesengelenke der Hüfte vom
funktionellen Standpunkt aus gesehen mit den entsprechenden physiologischen
Gelenken des Patienten zusammenfallen. Der Beckengürtel, der
in gewisser Weise ein Exobecken bildet, ist mit einer Art Hose 52 versehen,
die ein Geschirr darstellt, das dazu bestimmt ist, den Rumpf des
Patienten zu stützen.
-
Die
durch den Beckengürtel
und die geschirrartige Hose gebildete Einheit trägt ebenfalls dazu bei, die
vertikale Stabilität
des Rumpfes zu gewährleisten.
Je nach Fall kann diese Einheit noch durch zwei seitliche Stützen vervollständigt werden,
die durch einen Brustgürtel
miteinander verbunden werden, um die vertikale Stabilität des Rumpfes
weiter zu verbessern.
-
Der
Beckengürtel 51 ist
durch eine gelenkige mechanische Vorrichtung an einem beweglichen Rahmen 53 befestigt,
einer leichten Struktur, die mit drei Rädern 54, 55, 56 versehen
ist, um ihre Fortbewegung auf dem Boden in der Gehrichtung zu gewährleisten.
Die mechanische Vorrichtung zur Verbindung des Beckengürtels mit
dem Rahmen ist so ausgestaltet, dass sie nur eine vertikale Bewegung des
Beckengürtels
erlaubt, um es ihm zu ermöglichen,
der geringen vertikalen Vor- und Rückwärtsbewegung zu folgen, die
auf die Bahn mit parabelförmigem
Verlauf zurückzuführen ist,
die sich während
des Gehens entwickelt. Darüber
hinaus muss diese Vorrichtung ausreichend starr sein, um die Stabilität des Beckengürtels in
horizontaler Ebene und seine Verfolgung der Bahn zu gewährleisten,
die vom Rahmen bei einer Richtungsänderung erzeugt wird, die von dem
in Bewegung befindlichen Patienten hervorgerufen wird. Eine solche
mechanische Verbindungsvorrichtung kann beispielsweise durch ein
Gelenkparallelogramm 57 gebildet werden, das im Aufriss
angeordnet ist, wobei eines seiner vertikalen Elemente am Rahmen
befestigt ist und das andere vertikale Element der entgegengesetzten
Seite mittels einer lösbaren
Befestigung mit rascher Verriegelung am Beckengürtel befestigt ist. Das Parallelogramm
kann mit einer Motorisierungsvorrichtung versehen sein, wie zum
Beispiel einem Servomotor, der in vertikaler Ebene wirkt und durch
Kraft-, Drehmoment- und Positionssensoren geregelt wird. Eine solche
Vorrichtung ist auf diese Weise in der Lage, das Gewicht des Patienten
während
seiner Fortbewegung ganz oder teilweise zu tragen. Der Rahmen kann
auch an einer seiner Seiten 58 geöffnet werden, wobei die Stützen mit
rascher Verriegelung 59 nach vorne geschwenkt werden können, um
den Zugang zum Inneren des Rahmens freizumachen.
-
Tatsächlich ist
es vorgesehen, den Patienten im Vorhinein mit seiner Prothese auszurüsten und
ihn sodann in das Innere des Rahmens einzuführen und den Beckengürtel an
seiner Vorrichtung zur Verbindung mit dem Rahmen zu befestigen.
-
Das
Vorderrad 54 ist schwenkbar und wird durch eine Lenkstange 60 gelenkt,
die durch den Patienten manuell betätigt wird, um Richtungsänderungen
auszuführen
und insbesondere für
eine Vor- und Rückwärtsbewegung
auf der Trainingsbahn zu sorgen. Es kann auch eine Vorrichtung vom
Typ mit Freilaufkettenrad verwendet werden. In diesem Fall werden
die Richtungsänderungen
durch die Richtungsänderung
des Gangs des Patienten aufgezwungen, wobei diese Richtungsänderung
durch die Stimulationsvorrichtung hervorgerufen wird. Zu diesem
Zweck ist im Gegensatz zu dem, was in 5b dargestellt ist,
die optimale Position des Patienten auf der Achse der Hinterräder. Gemäß dieser
Variante kann die Lenkstange selbstverständlich beibehalten werden, um
manuelle Richtungskorrekturen zu erlauben.
-
Der
Rahmen ist an seinem Umfang mit einer Balustrade oder Stützrampe 61 in
der Reichweite der Hand des Patienten versehen. Diese Rampe sowie der
Beckengürtel
und die Lenkstange sind höhenverstellbar,
um an die Gestalt des Patienten angepasst werden zu können.
-
Die
zentrale Steuereinheit 30' ist
ebenfalls am Rahmen befestigt, ebenso wie eine Steuerung 62,
die in der Reichweite der Hand des Patienten angeordnet ist, um
das Gehtraining zu starten, bezüglich
der Geschwindigkeit zu kontrollieren und sodann zu stoppen.
-
In
Anbetracht dessen, dass bei einer vom Patienten hervorgerufenen
Richtungsänderung
das Außenrad
in der Kurve einen längeren
Weg als das Innenrad zurücklegt,
ist ebenso durch die Schritte auf der Außenseite der Kurve ein längerer Weg
zurückzulegen
als durch die Schritte des Patienten auf der Innenseite der Kurve.
Um eine zu stark voneinander abweichende physiologische Belastung
der unteren Gliedmaßen
zu vermeiden, sind die beiden betreffenden Räder daher mit digitalen Codierern 63, 63' versehen, deren
Informationen, die von der zentralen Steuereinheit verarbeitet werden,
in der Folge auf die Regelung der Stimulation in geschlossenem Regelkreis
wirken, um auf adäquate
Weise die Muskelstimulation zu regulieren, die an den beiden Beinen
angebracht wird.
-
Obwohl
ein solcher Prozess etwas einfach ist und nicht alle physiologischen
Bedingungen einer willkürlichen
Richtungsänderung
erfüllt,
erweist er sich dennoch im Fall des hier beschriebenen Trainings
als ausreichend.
-
Der
bewegliche Rahmen kann mit einer Bremse 64 versehen sein,
die zum Beispiel auf das Vorderrad wirkt. Diese Bremse wird entsprechend durch
die Bewegungsgeschwindigkeit des Patienten und mit Hilfe der digitalen
Codierer 63, 63' der
Hinterräder
geregelt, um die Bewegungsgeschwindigkeit des Rahmens perfekt mit
der eigenen Bewegungsgeschwindigkeit des Patienten auf Grund seiner
Gehaktivität
zu synchronisieren.
-
Der
bewegliche Rahmen kann andererseits seine eigene Antriebsvorrichtung
umfassen, die zum Beispiel aus einem oder mehreren Servomotoren 65, 66 gebildet
wird, die durch die zentrale Steuereinheit 31 geregelt
werden und auf eines oder mehrere der Räder 54, 55, 56 einwirken,
um die Bewegungsgeschwindigkeit des beweglichen Rahmens perfekt
mit der eigenen Bewegungsgeschwindigkeit des Patienten auf Grund
seiner Gehaktivität
zu synchronisieren. Eine solche Vorrichtung ist insbesondere in
dem Fall nützlich,
in dem der bewegliche Rahmen durch die Gegenwart von Batterien für seine
Stromversorgung schwer gemacht wird.
-
Die
oben beschriebene Vorrichtung weist den grundlegenden Vorteil auf,
dass sie es ermöglicht,
ein Gehtraining durchzuführen,
das absolut konform mit dem physiologischen, willkürlichen,
dynamischen Vorgang ist, dessen perfekte Nachahmung sie erlaubt.
-
Eine
dem bekannten Gehvorgang entsprechende Muskelstimulierung, die auf
perfekt rückgekoppelte
Weise durch Regelung in geschlossenem Regelkreis ausgeführt wird
(siehe Schema von 6, das analog zu jenem von 4 ist),
kann es auf diese Weise ermöglichen,
einen perfekt dosierten Schwungimpuls zu verleihen, der unverzichtbar
ist, um die Fortbewegung hervorzurufen. Dadurch erhält die Körpermasse
eine Beschleunigung und erlangt eine gewisse Bewegungsgeschwindigkeit.
Dies führt zur
Erzeugung einer kinetischen Energie und eines linearen Moments.
Die vorgeschlagene Vorrichtung, die eine effektive Fortbewegung
ermöglicht,
die den Gehvorgang nachvollzieht, erlaubt folglich die Steuerung
der so erzeugten kinetischen Energie und insbesondere eine Erhaltung
des linearen Moments, wobei diese Vorgänge fast identisch mit jenen
sind, die bei einem gleichwertigen willkürlichen Gehvorgang ablaufen.
Da das System eine teilweise oder vollständige Übernahme des Körpergewichts
durch die unteren Gliedmaßen
beim Gehen ermöglicht,
sind die ausgeführte
Arbeit, die erreichte Fortbewegungsgeschwindigkeit und schließlich die
erforderliche verbrauchte Energie praktisch identisch mit jenen
einer gleichwertigen willkürlichen
Fortbewegung.
-
Unter
diesen Umständen
sind die an das Zentralnervensystem gelieferten propriozeptiven
Einflüsse
jenen sehr nahe, die durch ein willkürliches Training geliefert
werden. Folglich können
sie eine optimale Stimulationswirkung auf die Ersatzfähigkeit auf
Grund der Formbarkeit des Zentralnervensystems ausüben, mit
dem Ziel, die eventuelle Wiederherstellung eines vom funktionellen
Standpunkt her zufriedenstellenden willkürlichen Gangs zu testen und
anschließend
zu trainieren, wenn das Rückenmark
nur teilweise geschädigt
ist. Aus denselben Gründen
ist auch die Neuerlernung des Bewegungsschemas des Gehvorgangs optimal.
-
Gemäß einer
Variante der soeben beschriebenen zweiten Ausführungsform weisen die Gelenke 6, 7 und 8 keine
Motoren oder Bremsen auf. Die Winkelsensoren und die Kraftsensoren
bleiben jedoch selbstverständlich
notwendig.
-
Andererseits
ist es möglich,
die Motoren, gleich, um welche Ausführungsform es sich handelt, nicht
in den Prothesen unterzubringen, sondern an jeder anderen Auflage
zu montieren, zum Beispiel an der Auflage 10 von 1 oder
an der beweglichen Haltevorrichtung von 5a und 5b,
und mit Hilfe eines Fernantriebs, zum Beispiel mit Übertragung durch
Ketten und Zahnräder,
mechanisch mit ihren entsprechenden Untersetzungsgetrieben zu verbinden.
-
Selbstverständlich können alle
oben beschriebenen Vorrichtungen auch im Bereich des Sporttrainings
verwendet werden.