Slinger met Feedback - documentatie
De 0tto Bock 3R60: een unieke knie!
dr. ir. P.G. van de Veen
In 1994 werd tijdens de REHA tentoonstelling in Essen het nieuwe kniescharnier 3R60 door Otto Bock aan de markt gepresenteerd. Tussen de momenteel meer dan 200 verkrijgbare kniescharnieren neemt de 3R60 een unieke positie in. Het is het eerste meer-assige kniescharnier dat tijdens belasting in de standfase dóórveert. Eén van de opvallendste kenmerken van het lopen met een beenprothese is het totaal ontbreken van de kniebuiging onder belasting die in het normale lopen zorgt voor opvang van de "klappen" bij het neerkomen van de voet. Ook zorgt kniebuiging onder belasting ervoor dat het lichaam minder hoog opgetild hoeft te worden om over het been heen te komen. De prothesegebruiker moest tot dus ver tijdens de standfase het lichaamsgewicht over een "stijve stok" heen brengen terwijl de klap bij het neerkomen van de voet uitsluitend door de prothesevoet gedempt werd. Elke beenprothese zou eigenlijk doorbuiging onder belasting moeten vertonen. Het enige voorbeeld is lange tijd geweest de StanceFlex Endolite die gebaseerd is op een enkel-assig remmechanisme. Het probleem bij het inbouwen van de functie "doorbuiging onder belasting" is, dat dit lijnrecht tegenover die andere belangrijke eis staat van absolute stabiliteit onder belasting. Een extra moeilijkheid is dat tijdens kniebuiging een prothese principieel minder stabiel is dan in de gestrekte stand. De gebruikelijke meer-assige kniescharnieren hebben een constante, soms zeer hoge stabiliteit, die bij een beetje kniebuiging al heel snel totaal verdwenen is.
De Otto Bock 3R60 is geen gewoon meer-assig kniescharnier. Het heeft vijf stangen en vijf draaipunten in tegenstelling tot de gebruikelijke vier-assige scharnieren. Je zou ook kunnen zeggen dat het een volstrekt gebruikelijk vierassig mechanisme is, waarvan een as verend is ondersteund. Als gevolg hiervan zijn er twee bewegingen mogelijk: de eerste is de normale kniebuiging zoals bekend van andere vierassige scharnieren. De tweede bewegingsmogelijkheid wordt gebruikt om doorbuiging van het schamier onder belasting te bereiken. Het bijzondere is nu, dat tijdens belasting het mechanisme volgens de éne bewegings mogelijkheid doorveert, terwijl de andere bewegings mogelijkheid daardoor wordt verhinderd. In de praktijk: onder belasting veert de 3R60 tot 12 graden door en wordt daarbij steeds stabieler!
De allereerste prototypen lieten zien dat doorbuiging onder belasting dus tóch mogelijk was. Je kon er zelfs trappen mee aflopen op de "alternerende" manier, dus gewoon voet voor voet! Maar het duurde nog enkele jaren eer de 3R60 volledig ontwikkeld was. Doordat een totaal nieuwe functie in het kniescharnier was ingebouwd moest tevens een nieuwe theorie ontwikkeld worden over het lopen met een prothese, over stabiliteit, over de zwaaifase, enz.
Een van de interessantste uitkomsten van het onderzoek was dat het voor gebruikers absoluut noodzakelijk bleek om tijdens de doorbuiging onder belasting, met daarbij een sterk verhoogde stabiliteit, tóch, indien gewenst, naar normale kniebuiging over te kunnen "schakelen". Dat kon met de eerste prototypen ook, maar de energie die tijdens de doorvering werd opgeslagen kwam dan plotseling en met een storende "tik"
in de knie vrij. De 3R60 heeft nu naast de veer die voor kniebuiging zorgt, óók een kleine hydraulische demper geplaatst aan de onderkant van de veer. Dit zorgt ervoor dat zelfs bij de maximale doorbuiging van ca. 12 graden de gebruiker bij het trap of helling af gaan ineens kan doorbuigen zonder eerst het been volledig te moeten strekken. Precies zó werkt ook de menselijke knie.
Om een goede zwaaifaseregeling te bereiken is de bekende kleine hydraulische regelaar van Otto Bock toegepast. Daarin zit al een voorbrenger geïntegreerd. Het vinden van de meest optimale plaats van deze hydrauliekvoorbrenger heeft veel aandacht gevraagd. Doordat er 5 assen aanwezig zijn is de vrijheid van de ontwerper ogenschijnlijk groter dan bij 4-assige scharnieren. Maar al spoedig bleek dat alle eigenschappen van deze knie nauw met elkaar samen hangen. Na vele prototypen en vele computer berekeningen werd de meest optimale plaats voor de assen en de hydrauliek gevonden. De 3R60 kan zeer ver gebogen worden ni.
tot ca. 160 graden. (Een voordeel bij het in de auto stappen). De 3R60 heeft een voorbrenger die de prothese sneller in de gestrekte stand probeert te brengen. Bij het zitten met een ca. 90 graden gebogen
knie, werkt de voorbrenger neutraal, dat wil zeggen, er is geen neiging meer van de prothese om zich te strekken. Samenvattend, de 3R60 heeft de volgende eigenschappen:
Gebaseerd op een 5-stangen mechanisme 12 graden stance flexie onder belasting.
Tegelijkertijd vergroot de 3R60 zijn stabiliteit maar het blijft altijd mogelijk om over te "switchen" van doorbuiging onder belasting naar vrije kniebuiging, zonder de prothese eerst volledig in extensie te moeten brengen.
Een hydraulische zwaaifaseregeling met geïntegreerde voorbrenger. De werking is neutraal in de 90 graden positie.
Een grote maximale kniebuiging van ca. 160 graden.
Nieuwsbrief SLWB nr.30, september 1995
De stomp is na een amputatie door de knie aan de onderzijde goed te belasten. Dit betekent dat het lichaamsgewicht overgebracht kan worden op de stompkoker. Omdat de stomp na een knie- exarticulatie veelal 'knotsvormig' is, is het mogelijk de stompkoker zodanig te maken dat de stomp als het ware in de koker klikt. Er zijn dus geen bandages nodig om de prothese op te houden.
Deze prothese heeft echter ook een nadeel. De stomp is erg lang, namelijk even lang als het gezonde dijbeen. Onder de stomp moet nog een kunstmatig kniegewricht gemonteerd worden. Dit vraagt uiteraard de nodige ruimte. Er zijn kniegewrichten waarbij deze ruimte minimaal is. In een aantal situaties zal de protheseknie bij het zitten enige centimeters naar voren steken ten opzichte van de andere knie.
Laboratory for Rehabilitation Technology
The Laboratory focuses on the development of individual, functional, and reliable devices (neural prostheses) which are fully or partly invisible for the patient.
The methods are based on the neural coding in the human sensory-motor system together with new technologies for stimulation, registration, and processing of electrical signals from muscles and nerves. A technique, in which the paralysed muscles are activated in an ordered way, and information retained in the natural sensory-motor system is used to control the muscle activation.
The natural sensory signal is captured by a recording electrode, amplified and processed, and then used as a feedback for a controller that controls an advanced stimulator to activate the paralysed muscles.
Applications for leg control in patients with a drop-foot and for hand grasp function of humans with paralysed hand muscles have confirmed the basic hypothesis that the natural sensory signals can be used to control paralysed muscles. This has created new prospects in implantable rehabilitation technology, and bladder and bowel control are other challenging research areas.
---
Walking, during the single support phase of gait, is akin to the behavior of an inverted pendulum. The torso moves forward over the stance leg much like an inverted pendulum. In fact, walking can be described as a series of inverted pendulum motions that are linked together by phases of double support. This similarity has led us to study the inverted pendulum and to compare its kinematics with characteristics of human gait.
One of our findings is that the simple pendulum model of walking can be used to predict the gait parameters of walking (e.g. swing time, stride length, cadence, and walking velocity ) for children and adults. Another finding is that people of different size walk in a dynamically equivalent manner during self- selected free-paced walking and that the gait parameters (e.g. velocity, time of swing, step duration, etc.), when properly normalized, are the same among individuals with various leg lengths. Our findings of
"dynamic equivalence" are based on an inverted pendulum model of walking.
Also, we found that the duty factor (ratio of time one leg is in contact with the ground to the duration of one stride cycle) during self-selected free- paced walking is independent of the leg length and acceleration of gravity. People with different leg lengths will have the same duty factor when walking at their self-selected free-paced speed. We are now investigating how this basic theory of walking can be advanced to assist the assessment of amputee gait, evaluation of prosthesis effectiveness, and in the design of improved
prostheses.
Research on hip-disarticulation prosthesis control and limb stiffness is in progress.
