專利名稱：用于膝上截肢者的自動(dòng)假肢的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及整形外科器具領(lǐng)域，且更具體地，涉及膝上截肢者的自動(dòng)假肢。而且，本發(fā)明還涉及能夠控制該假肢的電子設(shè)備。
背景技術(shù)：
已知有不同類型的膝上截肢者使用的假肢。在許多這類假肢中，有一種構(gòu)造提供有繞關(guān)節(jié)軸彼此轉(zhuǎn)動(dòng)連接的股骨段和脛骨段，該關(guān)節(jié)軸模仿膝部運(yùn)動(dòng)。而且，提供了連接股骨段和脛骨段的液壓減震器。這些關(guān)節(jié)的例子在JP52047638、GB826314、US4212087、和 US3599245 中公開。脛骨段由踝關(guān)節(jié)連接到具有腳趾、腳底和腳后跟的足部，膝部運(yùn)動(dòng)可分成在使腳趾離開地面和使腳后跟落地之間的所謂擺動(dòng)階段，和包括使腳后跟落地，使腳底承受負(fù)載和使腳趾離開地面的所謂站立階段。通過阻尼股骨段與脛骨段之間的相對(duì)運(yùn)動(dòng)，在站立階段，脛骨段相對(duì)于股骨段和脛骨段之間的連接鉸鏈被制動(dòng)。在某些情形中，如GB2216426中，具有可調(diào)阻塞的閥在膝部的彎曲和伸展的不同步驟中改變阻尼器的制動(dòng)反作用，其中可調(diào)節(jié)閥由程序和微處理器控制。GB2244006也提供阻塞橫截面，阻尼器的流體流經(jīng)其橫截面。該流體是電流變型流體，因此當(dāng)受電場(chǎng)影響時(shí)， 其引起阻尼速率改變。力傳感器傳輸關(guān)于作用于腿的力數(shù)據(jù)且微處理器由此調(diào)整液壓阻尼器的粘度。關(guān)于關(guān)節(jié)軸，其可以是簡單鉸鏈，如上述文獻(xiàn)中的鉸鏈，或馬達(dá)或電磁制動(dòng)器，如 FR2623086公開。其中關(guān)節(jié)被制動(dòng)或自由，或被特別地加速的階段的選擇是通過設(shè)置在脛骨段上的力傳感器獲得的，這允許操作馬達(dá)或制動(dòng)器。而且，F(xiàn)R2623086總是教導(dǎo)使用由假肢腳操作的液壓泵所耗散的能量恢復(fù)能量，假肢腳操作位于關(guān)節(jié)處的液壓馬達(dá)。現(xiàn)有膝上截肢者的假肢的一個(gè)主要問題是在擺動(dòng)階段腳趾碰到地面的風(fēng)險(xiǎn)，所謂的腳趾離地(Toe Clearance)。具體地，在低速步態(tài)時(shí)，存在股骨最小動(dòng)力效應(yīng)，其缺點(diǎn)在于小幅提升假肢腳。在擺動(dòng)階段，該足部的硬度不輔助股骨和脛骨之間的必要延伸，這會(huì)在擺動(dòng)階段產(chǎn)生腳趾碰到地面的風(fēng)險(xiǎn)。另一個(gè)問題是年長病人或在膝上截肢后恢復(fù)步態(tài)的病人在平地上走動(dòng)時(shí)重排脛骨和股骨。實(shí)際上，一旦通過股骨段和脛骨段之間的TDC，由于脛骨段的最小擺動(dòng)動(dòng)作，會(huì)產(chǎn)生重排股骨段和脛骨段的困難。進(jìn)一步的問題是現(xiàn)有假肢不可能在步態(tài)周期中調(diào)整步調(diào)。在遇到意外障礙物的情形中會(huì)感覺到這樣的需要，需要改變速度以通過它，或需要快速步態(tài)。對(duì)于現(xiàn)有假肢，另一個(gè)問題是難于隨著病人對(duì)假肢的熟悉逐步調(diào)整步態(tài)參數(shù)。通常，需要由技術(shù)專家改變假肢或?qū)嵤C(jī)械調(diào)整。再一個(gè)問題在于需要電池馬達(dá)或電致動(dòng)器的假肢的行程，以及電池再充電階段的簡易性。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的概括目的是為膝上截肢者提供假肢，其以類似于非殘疾人員的步態(tài)能力的方式恢復(fù)截肢者的步態(tài)能力，改善現(xiàn)有技術(shù)并解決上述問題。本發(fā)明的特征還在于提供模擬失去肢體的所有特征的人造肢體，且具體地，允許檢測(cè)周圍環(huán)境的數(shù)據(jù)和肢體相對(duì)于周圍空間的相對(duì)位置的數(shù)據(jù)。本發(fā)明的另一個(gè)特征是提供人造肢體，其也允許檢測(cè)關(guān)于肢體狀態(tài)的數(shù)據(jù)，具體地是關(guān)于肢體所受壓力-張力的數(shù)據(jù)，允許分析關(guān)于假肢的關(guān)節(jié)的瞬間硬度狀況。本發(fā)明的進(jìn)一步特征是提供人造肢體，其相對(duì)于現(xiàn)有技術(shù)具有更好的邏輯控制， 允許選擇將執(zhí)行的操作從而確保舒適和安全的步態(tài)。本發(fā)明的又一特征是提供人造假肢，其允許在膝關(guān)節(jié)和/或踝關(guān)節(jié)的步態(tài)過程中提供/耗散/恢復(fù)能量，具體地，允許恢復(fù)在耗散性步態(tài)階段獲得并可用于肢體需要能量的階段的第一類能量(例如機(jī)械功)。本發(fā)明的進(jìn)一步特征是提供人造肢體，其允許膝上截肢者執(zhí)行自然步態(tài)，病人的能量消耗減少，響應(yīng)于步調(diào)的反應(yīng)，以及適應(yīng)不同類型的路程，從而最小化假肢的能量要求。本發(fā)明的又一個(gè)特征是提供人造肢體以輔助具有非常有限步態(tài)能力的病人，即年長的人或具有不穩(wěn)步態(tài)的病人。本發(fā)明的另一個(gè)特征是提供人造肢體，其確保動(dòng)態(tài)阻尼，以便在步態(tài)過程中實(shí)現(xiàn)舒適和穩(wěn)定性，避免不自然的硬度反應(yīng)。本發(fā)明的又一個(gè)特征是提供人造肢體，其增加安全性以便控制膝部從而在所謂的腳趾離地階段實(shí)現(xiàn)較大的空隙。本發(fā)明的進(jìn)一步特征是提供人造肢體，其適于通過應(yīng)用合適的傳感器確定作為相對(duì)地面的矢量力的負(fù)載位置。本發(fā)明的又一個(gè)特征是提供人造肢體，其允許確定從腳到地面的施力點(diǎn)及其強(qiáng)度。本發(fā)明的一個(gè)目的也是提供人造肢體，其允許察覺和識(shí)別空間中假肢的位置，具體地是足部相對(duì)病人身體的位置。本發(fā)明的又一個(gè)特征是提供人造肢體，以便改變膝部反應(yīng)的硬度，且其輔助避免沖擊，從而在路緣出現(xiàn)時(shí)恢復(fù)踝部位置，從而確保高度安全的步態(tài)，而且避免病人必須持續(xù)注意周圍環(huán)境。本發(fā)明的另一個(gè)特征是提供人造肢體，其在步態(tài)周期內(nèi)改變步態(tài)的步調(diào)。本發(fā)明的另一個(gè)特征是提供人造假肢，其利用易于充電和更換的電池增加假肢的行程。這些和其他特征是以用于膝上截肢者的一個(gè)示例性假肢實(shí)現(xiàn)的，所述假肢具有可被固定到股骨連接件的股骨段和繞模擬膝部運(yùn)動(dòng)的關(guān)節(jié)軸彼此樞軸連接的脛骨段，所述脛骨段由踝關(guān)節(jié)連接到具有腳趾、腳底和腳后跟的足部，其中所述膝部運(yùn)動(dòng)包括在使腳趾離開地面和使腳后跟落地之間的所謂擺動(dòng)階段，和包括使腳后跟落地，使腳底承受負(fù)載和使腳趾離開地面的所謂站立階段，所提供的液壓阻尼器具有分別與所述股骨段和所述脛骨段連接并阻尼所述脛骨段相對(duì)于所述股骨段的相對(duì)運(yùn)動(dòng)的上鉸鏈和下鉸鏈，因此在站立階段，脛骨段相對(duì)于在所 述股骨段和所述脛骨段之間的膝關(guān)節(jié)被制動(dòng)，其中液壓阻尼器包括汽缸活塞和鉸接到所述活塞的連桿以及用于調(diào)整所述阻尼器的阻尼反作用的微處理器。在本發(fā)明的第一特殊方面，假肢具有在所述阻尼器中的力傳感器，且該微處理器接收來自所述力傳感器的力信號(hào)并響應(yīng)于來自所述阻尼器的力信號(hào)操作用于調(diào)整所述阻尼器的反作用的裝置。具體地，所述力傳感器被設(shè)置在所述連桿上。優(yōu)選地，所述力傳感器是環(huán)測(cè)力計(jì)， 例如Morehouse環(huán)，其被放在在所述連桿中形成的孔中，孔軸與連桿軸正交?？商鎿Q地，阻尼器上的所述力傳感器是設(shè)置在所述阻尼器的所述下鉸鏈處的測(cè)力元件(load cell)。以該方式有可能瞬間驗(yàn)證阻尼器上的負(fù)載的狀態(tài)并反饋控制膝部的動(dòng)態(tài)行為。有利地，進(jìn)一步的力傳感器被提供在所述脛骨段中，且所述微處理器接收來自股骨段中的所述力傳感器的力信號(hào)，并響應(yīng)于所述股骨段上所檢測(cè)到的力信號(hào)，操作用于調(diào)整所述阻尼器的反作用的所述裝置。在有利的示例性實(shí)施例中，所述股骨段中的所述力傳感器包括適于測(cè)量在股骨的縱向方向上作用于股骨上的作用力的第一力傳感器，和適于測(cè)量在正交于股骨的方向上作用于股骨上的作用力的第二力傳感器。以該方式，關(guān)于股骨和阻尼器的總體力信息能夠令人滿意地確定人造肢體中的張力狀態(tài)。在示例性的簡化實(shí)施例中，股骨上的所述第二力傳感器僅提供在正交于股骨的方向上作用于股骨的力的信號(hào)。而且，位置傳感器可提供在模擬膝部運(yùn)動(dòng)的關(guān)節(jié)軸處，所述位置傳感器測(cè)量膝部旋轉(zhuǎn)。有利地，在擺動(dòng)的末尾在步驟的開始，即在運(yùn)動(dòng)的最大伸展階段，股骨段和脛骨段位于由被集成在阻尼器內(nèi)的機(jī)械接合器(abutment)測(cè)量的奇點(diǎn)(singularity)狀況下。以該方式，阻尼器上的力傳感器在奇點(diǎn)的狀況下也測(cè)量傳輸?shù)疥P(guān)節(jié)的實(shí)際負(fù)載，且處理該測(cè)量的微處理器可在步態(tài)過程中區(qū)分和控制該步驟。有利地，其所述狀況是關(guān)節(jié)最大彎曲的狀況，且通常不是步態(tài)的一部分，并由特定傳感器檢測(cè)和確定，或如果接合器被集成在該阻尼器中，由被集成在阻尼器中的所述力傳感器檢測(cè)和確定，以便微處理器可測(cè)量施加到人造肢體的負(fù)載的全部歷史，且精確地說為測(cè)量危及該人造肢體穩(wěn)固性的可能過載的發(fā)生，在該情形中致動(dòng)合適的發(fā)信號(hào)和緊急裝置。有利地，阻尼器為液壓型且特征在于適于在高負(fù)載例如沖擊存在時(shí)控制油流出的薄片(blade)，確保病人的高舒適性。優(yōu)選地，所述阻尼器為液壓型并提供由所述活塞分開的第一腔室(A)和第二腔室 (B)，還提供了下面部件-補(bǔ)償腔室；-從所述第一補(bǔ)償腔室A到所述第一腔室的第一單向管道；-從所述第一腔室(A)到補(bǔ)償腔室的第二單向管道，沿該管道設(shè)置由所述微處理器控制的可調(diào)整流量閥；-從所述補(bǔ)償腔室A到所述第二腔室的第三單向管道；
-從由下列部件組成的組中選擇的第四管道-從第二腔室A到補(bǔ)償腔室的單向管道，沿該管道設(shè)置由所述微處理器控制的可調(diào)整流量閥；-在所述第二腔室和所述第一腔室之間的所述連桿中的單向軸向管道，所述連桿橫穿所述第二腔室并具有在所述第二腔室中的多個(gè)徑向開口，以便借助所述連桿在所述延伸階段中的運(yùn)動(dòng)，這樣的開口被逐步堵塞，以便對(duì)所述活塞的運(yùn)動(dòng)提供較高的阻力。具體地，第五管道被提供在所述補(bǔ)償腔室和所述連桿上的油密封腔室之間，以便所述油密封腔室中的壓力與補(bǔ)償腔室相同，從而避免油密封腔室中壓力高峰。在本發(fā)明的第二特殊方面中，所述假肢具有在足部裝配具有一批力和位置傳感器的腳墊的特征，其信號(hào)由所述微處理器處理以便確定病人足部與周圍環(huán)境相互作用的模式。在腳墊的可能實(shí)施例中，位于腳墊處的傳感器允許確定合成負(fù)載矢量的強(qiáng)度、方向和位置分量，借此微處理器可最有利地調(diào)整阻尼器的反作用。在腳墊的另一個(gè)實(shí)施例中，設(shè)置在腳墊的傳感器提供關(guān)于合成負(fù)載矢量施加點(diǎn)的數(shù)據(jù)，其中提供的一個(gè)或更多力傳感器設(shè)置在人造肢體中，其信號(hào)以所述腳墊發(fā)生的信號(hào)計(jì)算，允許微處理器確定傳輸?shù)暮铣韶?fù)載矢量。有利地，所述人造肢體包括進(jìn)一步的角度位置傳感器，其位于踝部處并適于控制脛骨和足部之間的相對(duì)傾斜。該信息允許響應(yīng)于相應(yīng)矢量力結(jié)合腳墊提供的力矢量數(shù)據(jù)確定踝部的位置，因?yàn)樨?fù)載必須通過踝部。在本發(fā)明第三特殊方面中，所述膝關(guān)節(jié)軸包括發(fā)電機(jī)/馬達(dá)，其能夠在步態(tài)周期的某些階段提供能量并在其他階段接收能量，所提供的能量存儲(chǔ)單元適于在步態(tài)周期的階段中通過由所述微處理器操作的所述馬達(dá)收集并再次釋放所述能量。具體地，所提供的力和位置傳感器設(shè)置在所述膝關(guān)節(jié)以便驅(qū)動(dòng)所述能量存儲(chǔ)單元和所述發(fā)電機(jī)/馬達(dá)之間的能量交換，因此，其能夠供應(yīng)/耗散/恢復(fù)能量。更精確地，在微處理器中有程序裝置，其響應(yīng)于來自根據(jù)所述膝關(guān)節(jié)設(shè)置的所述力和位置傳感器的信號(hào)操作，且其引起所述馬達(dá)/發(fā)電機(jī)分別在腿部重排階段中作為馬達(dá)工作并在支撐階段作為發(fā)電機(jī)工作。以該方式，因?yàn)樵诖蟛糠植綉B(tài)中膝部耗散由股骨在股骨-脛骨相對(duì)運(yùn)動(dòng)中提供的能量，如當(dāng)在地面上行走時(shí)，所以通過盡可能地收集被耗散的能量并在需要時(shí)隨腿部關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)將其釋放回去，存在靈敏的能量恢復(fù)。更精確地，當(dāng)以穩(wěn)定化的功能著地時(shí)，所述微處理器以制動(dòng)轉(zhuǎn)矩減小脛骨段的擺動(dòng)動(dòng)作。在這些瞬間，由膝蓋耗散的能量被所述能量存儲(chǔ)單元恢復(fù)并以可變的延遲在步態(tài)周期的某些階段中被供應(yīng)，具體地，當(dāng)加速脛骨從而確保與股骨重排時(shí)。其他被動(dòng)階段，例如當(dāng)機(jī)械功被施加到人造肢體時(shí)，例如當(dāng)坐下時(shí)，有能量被收集在存儲(chǔ)單元中。然后，在膝關(guān)節(jié)上使用制動(dòng)/馬達(dá)裝置，有可能在所有步態(tài)狀況中確保正確地校正股骨段相對(duì)脛骨段的結(jié)構(gòu)，特別是在低速時(shí)。有利地，如果病人，尤其是新截肢者或年長者在行走過程中猶豫，則所述馬達(dá)確保脛骨的正確重排。優(yōu)選地，為減小假肢的能量消耗，并增加馬達(dá)/發(fā)電機(jī)系統(tǒng)的行程，提供允許實(shí)現(xiàn)理想硬度的變螺距彈簧，即用于股骨段和脛骨段之間的小角程的低硬度，和用于大角程的高硬度。具體地，所述變螺距彈簧是具有直徑的螺旋彈簧，其一端具有第一螺距P1,另一端具有第二螺距P2,且硬度在第一值K1和第二值K2之間連續(xù)轉(zhuǎn)變。可替換地，彈簧的特征在于具有不同螺距的兩個(gè)部分。有利地，在所述脛骨段和所述足部之間的所述踝關(guān)節(jié)也包括馬達(dá)/發(fā)電機(jī)，其可與彈性元件和/或阻尼元件、連接到微處理器的力和角度位置傳感器并行設(shè)置。以該方式，踝部也適于在腳后跟落地時(shí)作為發(fā)電機(jī)制動(dòng)脛骨-足部相對(duì)轉(zhuǎn)動(dòng)，且適于作為馬達(dá)提供提升足部必須的動(dòng)力。有利地，踝部上的馬達(dá)/發(fā)電機(jī)能夠調(diào)整足部相對(duì)脛骨段的安裝角(incidence)， 允許以非常容易和自然的方式避免腳趾在擺動(dòng)階段(腳趾離地)碰到地面的風(fēng)險(xiǎn)。由于該特征，所述假肢對(duì)于低步態(tài)能力的截肢者是有益的，即年長的人或在步態(tài)過程中躊躇的人，因此有助于步態(tài)。為了避免在擺動(dòng)階段中腳趾碰到地面的風(fēng)險(xiǎn)，微處理器使用程序裝置管理由膝部-踝部的馬達(dá)/發(fā)電機(jī)組成的系統(tǒng)，由于信號(hào)來自根據(jù)所述踝關(guān)節(jié)設(shè)置的所述力和位置傳感器，該程序裝置適于識(shí)別步態(tài)階段，該程序裝置也適于在擺動(dòng)階段確定腳趾碰到地面的風(fēng)險(xiǎn)，改變足部相對(duì)于脛骨段的安裝角，避免在擺動(dòng)階段腳趾碰到地面的這類風(fēng)險(xiǎn)。因此，膝部-踝骨系統(tǒng)相對(duì)于病人步態(tài)的變化是適應(yīng)的，從而確保更好和更安全的性能。有利地，膝部和踝部共享同一能量存儲(chǔ)單元；因此，當(dāng)連接到膝蓋的馬達(dá)/發(fā)電機(jī)必須作為馬達(dá)工作時(shí)，其可使用被收集在能量存儲(chǔ)單元中的能量，該能量是在先前馬達(dá)/ 發(fā)電機(jī)作為發(fā)電機(jī)工作的階段中由連接到踝部的馬達(dá)/發(fā)電機(jī)產(chǎn)生的。該方案的應(yīng)用是爬樓梯腳停在臺(tái)階上，且重心的前移對(duì)踝部做可收集的功，然后該能量被用于膝部以提升病人身體。以該方式，膝部和踝部彼此互相作用并通過所述能量存儲(chǔ)單元交換能量從而實(shí)現(xiàn)總能量恢復(fù)(總恢復(fù)系統(tǒng))。有利地，關(guān)聯(lián)到膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)的馬達(dá)/發(fā)電機(jī)裝置和能量收集器是流體裝置。在本發(fā)明的第四特殊方面，人造肢體包括適于在同一步態(tài)周期中調(diào)整步態(tài)步調(diào)的裝置，所述裝置提供至少具有下列變量的函數(shù)時(shí)間、脛骨和股骨之間相對(duì)旋轉(zhuǎn)角以及所述角度對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)。具體地，適于在同一步態(tài)周期中調(diào)整步態(tài)步調(diào)的所述裝置包括閉合曲線。例如在平地上行走由一族響應(yīng)于平均行走速度具有不同幅度的類似曲線定義。更精確地，適于在同一步態(tài)周期中調(diào)整步態(tài)的步調(diào)的所述裝置定義適于描述步態(tài)周期的η維空間內(nèi)的曲線， 所述曲線由脛骨相對(duì)于時(shí)間的軌跡組成，該軌跡由脛骨-股骨角度及其對(duì)時(shí)間的導(dǎo)數(shù)描述。在平地上行走的情形中，每條曲線為確定的平均速度定義理想的步態(tài)周期，以便隨著平均速度改變，曲線改變其幅度，但曲線形狀基本相同。在平面或多維空間內(nèi)的類似曲線族明確地識(shí)別在平地上的行走，且參數(shù)例如平均速度將族中的曲線彼此區(qū)分。提供了測(cè)量步態(tài)周期內(nèi)速度變化的裝置和使得脛骨在該步態(tài)周期的該階段中遵從相應(yīng)曲線的裝置。以該方式，有可能快速識(shí)別截肢者的需要從而改變步態(tài)的速度，然后轉(zhuǎn)變脛骨使其相對(duì)于前面遵從的曲線遵從不同幅度的曲線，而無需等待連續(xù)周期的開始。
從行走、坐下和站起停止的典型操作可進(jìn)而由特定曲線族定義。類似地，上坡、下坡、下樓和上樓、蹬自行車、滑雪以及幾乎任何其他可能的步態(tài)類型一般都可通過特征曲線族表示在η維空間中。每族曲線的特征在于一個(gè)特征形狀和表示曲線以與其他曲線區(qū)分的參數(shù)。在可能的配置中，作為示例而非限制，在所述空間中坐標(biāo)為5個(gè)-時(shí)間；-脛骨和股骨之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)角；-所述角度對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)；-傳輸?shù)降孛娴暮铣韶?fù)載矢量的代數(shù)值；-所述合成矢量相對(duì)于所述關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)軸的力矩的代數(shù)值。有可能提出進(jìn)一步的參數(shù)，例如角度的二階導(dǎo)數(shù)，以便以更完整和一般的方式表示不同的可能步態(tài)條件。在優(yōu)選的簡化配置中，空間坐標(biāo)為三個(gè)脛骨-股骨旋轉(zhuǎn)角度、脛骨-股骨旋轉(zhuǎn)角度對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)、作用于阻尼器的力。進(jìn)一步提供的傳感器裝置適于相對(duì)于時(shí)間連續(xù)測(cè)量或以離散時(shí)間間隔測(cè)量表示所述空間坐標(biāo)的參數(shù)。具體地，提供適于相對(duì)于時(shí)間存儲(chǔ)所述曲線的特征數(shù)據(jù)和由傳感器確定的數(shù)據(jù)的存儲(chǔ)器單元，例如RAM、ROM、EPROM等。而且，提供微處理器，其適于分析由傳感器確定的數(shù)據(jù)，將其與記錄在所述存儲(chǔ)器單元中的數(shù)據(jù)比較，以便在所記錄的數(shù)據(jù)中確定曲線族和最適于表示實(shí)際步態(tài)的曲線，即所謂的理想曲線。所述微處理器調(diào)整阻尼器的反作用以便最小化η維空間中坐標(biāo)由傳感器在實(shí)際瞬間測(cè)量值定義的實(shí)際點(diǎn)和理想曲線的相應(yīng)點(diǎn)之間的偏差(例如距離偏差)以及關(guān)節(jié)(膝部或踝部)的角度和角度導(dǎo)數(shù)下的力偏差。有利地，所述微處理器根據(jù)偏差、使用的理想曲線和曲線族確定，繼續(xù)該實(shí)際理想曲線是否是有用的，或使用不同理想曲線或改變曲線族是否更好。有利地，所述控制架構(gòu)適于響應(yīng)于病人的心理生理?xiàng)l件的變化最優(yōu)化步態(tài)，因此病人在剛截肢后步態(tài)猶豫性高時(shí)和當(dāng)截肢者獲得更多信心時(shí)總能最好地行走。進(jìn)一步的優(yōu)點(diǎn)是康復(fù)時(shí)間減少，因?yàn)椴∪擞砂l(fā)揮適于矯正和改善步態(tài)的電子康復(fù)裝置作用的裝置持續(xù)性輔助?？赡艿氖纠詫?shí)施例提供對(duì)關(guān)節(jié)處股骨力矩的測(cè)量，且在該情形中，不限制本發(fā)明的范圍，所述空間坐標(biāo)如下-時(shí)間；-脛骨和股骨之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)角度；-所述角度對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)；-作用于阻尼器的縱向力；-股骨傳遞到關(guān)節(jié)的力矩。后面的參數(shù)允許間接檢測(cè)病人的意愿，因?yàn)椴∪说囊庠赣蓺堉饔糜陉P(guān)節(jié)的力矩證明。不限制本發(fā)明的范疇，平地上加速步態(tài)的需要引起與股骨正交的力矩和/或力的變化，且在病人希望減速時(shí)類似情形發(fā)生。采集這些與病人需求關(guān)聯(lián)的參數(shù)值的控制系統(tǒng)能夠調(diào)整人造肢體的行為，從而確保非?？斓仨憫?yīng)以便立即遵從病人的意愿。所述控制系統(tǒng)特別適于需要高推動(dòng)力 (dynamism)的病人。一般地，其至少部分恢復(fù)所失去的肢體的本體感受，因?yàn)樵诓∪说囊庠咐鐨堉珜?duì)假肢的壓力、動(dòng)作和直覺之間建立直接關(guān)系。可替換地，用于定義步態(tài)狀況的所述裝置是矩陣類型的。在本發(fā)明的第五特殊方面，提供減速齒輪，其具有連接到電子馬達(dá)的快轉(zhuǎn)軸 (shaft)和連接到膝蓋關(guān)節(jié)的慢轉(zhuǎn)軸(shaft)，馬達(dá)由電流供應(yīng)，電流強(qiáng)度由微處理器調(diào)整從而在關(guān)節(jié)軸(axis)處獲得類似于通過液壓阻尼器獲得的轉(zhuǎn)矩。有利地，提供第二齒輪電動(dòng)機(jī)，其連接到由微處理器控制的踝關(guān)節(jié)，以便獲得類似于液壓阻尼器的轉(zhuǎn)矩。有利地，位于所述膝關(guān)節(jié)的所述減速齒輪具有彼此正交的連接到電動(dòng)馬達(dá)的快轉(zhuǎn)軸和連接到關(guān)節(jié)的慢轉(zhuǎn)軸，從而實(shí)現(xiàn)類似于解剖尺寸(anatomic sizes)的盡可能減少的阻礙。有利地，人造肢體提供第二齒輪馬達(dá)，其具有正交軸并在踝關(guān)節(jié)處連接到慢轉(zhuǎn)軸。優(yōu)選，所述齒輪馬達(dá)，特別是蝸桿傳動(dòng)馬達(dá)，在所述快轉(zhuǎn)軸和所述慢轉(zhuǎn)軸之間的齒輪比大于或等于5，在所述快轉(zhuǎn)軸上安裝有第一位置傳感器以確定所述快轉(zhuǎn)軸的瞬間位置； 在所述慢轉(zhuǎn)軸上安裝第二位置傳感器，所述馬達(dá)帶動(dòng)所述快轉(zhuǎn)軸以便保持與所述慢轉(zhuǎn)軸的預(yù)定配合，并允許運(yùn)動(dòng)可逆。有利地，在位于所述膝關(guān)節(jié)處的所述減速齒輪和所述關(guān)節(jié)之間設(shè)置有自由飛輪， 該自由飛輪適于在擺動(dòng)階段從減速齒輪釋放脛骨，即由腿的慣性引起，反之，當(dāng)馬達(dá)/制動(dòng)必須作用于脛骨時(shí)，自由飛輪相對(duì)彼此約束這兩種運(yùn)動(dòng)。作為對(duì)所述自由飛輪的替換，在所述減速齒輪的所述軸上應(yīng)用兩個(gè)角度傳感器， 其適于測(cè)量所述轉(zhuǎn)軸的角度位置。因?yàn)樗鰷p速齒輪的特征在于后退運(yùn)動(dòng)的效率低于向前運(yùn)動(dòng)的效率，所述微處理器處理由所述傳感器產(chǎn)生的數(shù)據(jù)，并操作馬達(dá)從而保持齒輪的齒之間的接觸與后退轉(zhuǎn)矩的傳動(dòng)側(cè)相反，從而限制腿動(dòng)能在減速齒輪中的耗散；這是由于運(yùn)動(dòng)鏈中不可避免的后沖，在該情形中，該后沖具有積極作用，其允許微處理器操作馬達(dá)，以便不制動(dòng)或最可能小地制動(dòng)腿慣性能量。在可替換示例性實(shí)施例中，提供了一個(gè)或更多力矩傳感器，代替角度傳感器；在該情形中，微處理器操作馬達(dá)以控制必須耗散在齒輪馬達(dá)和/或必須存儲(chǔ)在收集器中的功率量。在本發(fā)明的第六特殊方面，設(shè)置在人造肢體中的電子裝置，在僅有膝關(guān)節(jié)的情形和在膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)結(jié)合的情形中，都由可再充電電池供電，例如鋰離子電池，當(dāng)更換電池時(shí)，該可再充電電池能夠由能戴人造肢體的病人自己快速自主更換。特殊裝置例如聲學(xué)警報(bào)在人造肢體上的電池將要耗盡時(shí)給病人發(fā)車信號(hào)，且病人使用所攜帶的第二電池容易地更換其；以該方式，假肢的行程更長。病人攜帶的充電電池的數(shù)目當(dāng)然可多于兩個(gè)，而且這對(duì)于喜歡遠(yuǎn)足的或即使偶爾住在不易于充電的地方的病人，或避免長時(shí)間等待電池再充電是有利的。
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可替換地，示例性的而非限制性地，在人造肢體上存在USB端口，在僅有膝關(guān)節(jié)的情形或在有膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)的情形中，人造肢體可利用該USB連接到計(jì)算機(jī)以便給給設(shè)置在所述人造肢體內(nèi)的電子裝置供電的電池充電，更新固件，以及為了延后的分析將人造肢體記錄的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)移到計(jì)算機(jī)。有利地，安裝在計(jì)算機(jī)上或在網(wǎng)絡(luò)中可用的特殊軟件分析存儲(chǔ)在人造肢體存儲(chǔ)器中的數(shù)據(jù)并再次編程固件以便響應(yīng)于病人的意愿改善人造肢體的行為。有利地，結(jié)合或替換前面的特征地，在僅膝關(guān)節(jié)的情形中或在膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)結(jié)合的情形中，在人造肢體上，該裝置由可再充電電池供電，例如鋰離子電池這種類型，其再充電電路可通過變壓器的初級(jí)/次級(jí)連接與肢體外部的電源電路連接。以該方式，病人可在穿戴人造肢體、美觀的外套和衣服的同時(shí)容易地給電池再充
H1^ O有利地，轉(zhuǎn)而通過較大尺寸的電池給外部再充電電路供電，病人可攜帶該較大尺寸的電池，例如固定到腰帶上、背包中、口袋中，等等。


通過參考附圖和下面對(duì)本發(fā)明示例性實(shí)施例的示例而非限制性的描述可以更清楚地理解本發(fā)明，在附圖中圖1示出現(xiàn)有技術(shù)的膝上假肢的示意運(yùn)動(dòng)圖；圖2和3示出優(yōu)選的示例性實(shí)施例中膝上假肢的橫截面示圖，其以兩種功能步態(tài)構(gòu)造應(yīng)用于病人的殘肢，沒有示出踝部機(jī)構(gòu)；圖4示出圖2和3中的膝上假肢的一部分的放大橫截面示圖，其中活塞完全撤回， 并詳細(xì)示出連接假肢和病人股骨區(qū)、膝關(guān)節(jié)以及控制和約束其運(yùn)動(dòng)的阻尼器的上鉸鏈；圖5示出以與圖4中軸平面正交的軸平面截出的膝上關(guān)節(jié)橫截面，而且示出連接脛骨小腿肚肌肉單元(tibia-calf)中的阻尼器的約束裝置；圖6和圖6A以簡化表示示出根據(jù)本發(fā)明的阻尼器操作的兩個(gè)液壓圖，不同之處在于主部件，該阻尼器操作適于模擬小腿肚肌肉的功能；圖7示出阻尼器單元的汽缸的正視圖，其中控制單元和伺服馬達(dá)安裝在各自的閥組上，這些閥組在假肢的壓縮和伸展階段單獨(dú)作用并操作；圖8示出集成到各個(gè)伺服馬達(dá)(沒有剖開)的阻尼器的閥單元的橫截面示圖；圖9示出在流體流動(dòng)通過各通道的區(qū)域中根據(jù)圖8中的箭頭IX-IX的閥單元的截面示圖；圖10示出連桿-活塞裝置的可能示例性實(shí)施例的透視圖，其示出安裝在連桿中的環(huán)狀力傳感器；圖11示出與連桿分開的圖10中活塞元件的透視圖；圖12示出類似于圖11中的具體的“四面”連桿-活塞，處于其操作中的一個(gè)步驟中，具體地，當(dāng)油流出時(shí)通過在內(nèi)部形成的通道從一個(gè)表面到另一個(gè)表面；圖13示出可幾何調(diào)整的制動(dòng)裝置的橫截面示圖；圖14示出圖13中裝置的放大示圖；圖15示出圖1的示意運(yùn)動(dòng)圖，其示出適于接收并分析周圍環(huán)境數(shù)據(jù)的傳感器的位置；圖16示出膝上假肢的示意運(yùn)動(dòng)圖，其由股骨/脛骨和脛骨/足部之間的能量恢復(fù)元件和用于接收周圍環(huán)境數(shù)據(jù)的裝置組成；圖17，17A和17B以相對(duì)示圖分別示出所謂的腳趾離地，分別為在擺動(dòng)階段中有腳趾碰地面的風(fēng)險(xiǎn)的情形(I)，和在擺動(dòng)階段地面腳趾與腳趾沒有沖突的情形(II)；圖18以圖18A和18B中的相對(duì)曲線圖示意地示出具有液壓阻尼器的膝上假肢，該液壓阻尼器具有薄層活塞，其確保動(dòng)態(tài)阻尼，以便在步態(tài)過程中實(shí)現(xiàn)舒適和穩(wěn)定；圖19示意示出相對(duì)周圍環(huán)境的相互作用和控制傳感器的布置，其具有形成假肢的裝置，此外圖19A和19B示出膝部和踝部的曲線圖；圖20示意示出膝上假肢，其提供磁力馬達(dá)用作液壓阻尼器的替換；圖21示意示出具有由依次連接到能量收集器的測(cè)力元件和壓力傳感器控制的流體沖擊吸收器和電動(dòng)馬達(dá)的系統(tǒng)；圖22示出可能的示例性實(shí)施例中的液壓系統(tǒng)，其具有彈簧機(jī)械收集器；圖23示出本體感受腿中足部上的位置傳感器的結(jié)構(gòu)，而圖23A和2 示出其響應(yīng)于股骨/脛骨和脛骨/足部之間相對(duì)角度的曲線圖；圖M示出感官化的腳底，其用于檢測(cè)力相對(duì)地面的方向；圖25示出圖M中感官化的腳底，其應(yīng)用于膝上假肢的足部；圖沈示出用于膝上截肢者的假肢示意圖，其中膝部鉸鏈在靠前位置上；圖27示出膝上假肢的示意圖，其中膝關(guān)節(jié)軸設(shè)置在靠前位置上并示出這樣的假肢在圖25A中所謂的腳趾離地階段中具有的優(yōu)點(diǎn)；圖觀示出膝上假肢的示意圖，其中當(dāng)假肢與地面正交時(shí)關(guān)節(jié)軸設(shè)置在靠前位置上；圖四示出股骨段上的傳感器的位置和阻尼器上的傳感器的位置，以及相對(duì)地面的矢量力的方向；圖30示出具有自由飛輪的馬達(dá)/減速齒輪的示意圖；圖31和31A示出自行車型自由飛輪示例的橫截面示圖，齒輪馬達(dá)固定到該自由飛輪上，其用作安裝在膝關(guān)節(jié)軸的制動(dòng)/馬達(dá)；圖32示出簡化構(gòu)造操作中的蝸桿傳動(dòng)型齒輪馬達(dá)；圖33示出具有變螺距彈簧的馬達(dá)，其允許在不同構(gòu)造中實(shí)現(xiàn)最優(yōu)剛度以便減小假肢的能量消耗；圖34示出模擬分別在2和4km/h的步態(tài)周期階段的曲線圖；圖35以三維簡化表示示出包含脛骨-股骨旋轉(zhuǎn)角度，該角度對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)和作用于阻尼器的力的曲線；圖35A另外示出三維曲線，其中每個(gè)曲線都表示與參考模型不同的步態(tài)；圖35B示出根據(jù)微處理器操作和控制步態(tài)中所遵從的主要階段的流程圖；圖36示出形式為可再充電電池的存儲(chǔ)單元，其以可釋放方式應(yīng)用于脛骨段；圖37示出圖36中的能量存儲(chǔ)單元，其具有單獨(dú)的保護(hù)元件；圖38示出比內(nèi)部電池尺寸大且病人可攜帶以用于給內(nèi)部電池充電的外部電池；圖39示出能量存儲(chǔ)單元，其封閉在單獨(dú)外殼內(nèi)并具有互連元件；
圖40示意示出抽出圖39所示的電池以便充電和/或更換的操作。
具體實(shí)施例方式參考圖1，其示出現(xiàn)有技術(shù)中膝上截肢者的假肢P的示意運(yùn)動(dòng)圖，該假肢P用于可能病人的股骨連接件100，并包括-屬于假肢P的上鉸鏈或股骨段1，其實(shí)現(xiàn)與病人股骨連接件100的連接；-關(guān)節(jié)軸2，其連接股骨段1和脛骨段3并模擬正常膝部的運(yùn)動(dòng)；-踝部3a，其連接脛骨段3和假肢足部400；-阻尼器5，其位于股骨段1和脛骨段3之間，其阻尼上述段之間的相對(duì)運(yùn)動(dòng)并允許膝上假肢P再現(xiàn)正常肢體的某些功能。具體地，在圖1的膝上假肢P中，股骨段1和脛骨段3可繞關(guān)節(jié)軸2轉(zhuǎn)動(dòng)彼此連接，關(guān)節(jié)軸2模擬膝部運(yùn)動(dòng)。而且，脛骨段3由踝部3a關(guān)節(jié)連接到足部400，足部400包括腳趾400a、腳底400b和腳后跟400c。眾所周知，膝部運(yùn)動(dòng)可分成在使腳趾400a離開地面和使腳后跟400c落地之間的所謂擺動(dòng)階段，和包括使腳后跟400c落地，使腳底400b承受負(fù)載和使腳趾400a離開底面的所謂站立階段。液壓阻尼器5連接股骨段1和脛骨段3并阻尼股骨段1和脛骨段3之間的相對(duì)運(yùn)動(dòng)，因此，特別在站立階段，而且在擺動(dòng)階段，脛骨段3相對(duì)于連接鉸鏈2和股骨段1被制動(dòng)。參考圖2和3，其示出根據(jù)本發(fā)明的膝上假肢P，其應(yīng)用于截肢者的股骨連接件 100 ；便利地，在圖2和3中，踝部沒有詳細(xì)示出并由人造腳套(foot cover)遮住。假肢P包括-上鉸鏈或股骨段1，其連接到病人的股骨連接件100；-關(guān)節(jié)軸2，其具有模擬膝部運(yùn)動(dòng)的功能；-脛骨-小腿肚肌肉單元或脛骨段3，其具有容納構(gòu)成假肢P的許多元件在其內(nèi)的功能，如液壓、電氣、和電子元件，并轉(zhuǎn)動(dòng)連接到股骨段1 ；-阻尼器5，其模擬小腿肚肌肉的某些功能并確保假肢P制動(dòng)并允許步態(tài)通常的依次擺動(dòng)和站立階段；-下鉸鏈11，其與相對(duì)踝骨3a(未示出)和假肢足部400連接。圖2和3也示出阻尼器5，其包括汽缸5c，互相連接的活塞10和連桿9在此處運(yùn)行，并且阻尼器5適于響應(yīng)于加載到假肢的力實(shí)施阻尼反作用。在本示例性實(shí)施例中，阻尼器5是汽缸5c中含油的液壓阻尼器。具體地，汽缸5c中的活塞10和連桿9的交替運(yùn)動(dòng)允許股骨段1和脛骨段3之間的相對(duì)運(yùn)動(dòng)，允許假肢P有兩個(gè)主要運(yùn)動(dòng)，圖2中可見的第一伸展運(yùn)動(dòng)14，和圖3中可見的第二壓縮運(yùn)動(dòng)15。特別地，根據(jù)優(yōu)選示例性實(shí)施例，脛骨段3可繞關(guān)節(jié)軸2轉(zhuǎn)動(dòng)約110度角。參考圖4，在假肢P的上部件的放大圖中，除了再次示出股骨段1，關(guān)節(jié)軸2，容納阻尼器5的脛骨段3，還示出容納為假肢P供電的電池(未示出，圖32和33中示為80)的區(qū)6，和集成到阻尼器5的由相對(duì)微處理器(未示出)操作并控制的兩個(gè)閥組20a和20b，以及伺服馬達(dá)(未示出，且圖7中示為20)。在圖4中，箭頭7a指示伺服馬達(dá)安裝在兩個(gè)閥組20a和20b上。后者由位于控制單元中的未示出微處理器操作，微處理器操作閥的打開和關(guān)閉運(yùn)動(dòng)(圖中未示出)，其引起伸展運(yùn)動(dòng)14和壓縮運(yùn)動(dòng)15。具體地，股骨段1包括與股骨連接件100接合的連接元件lc。根據(jù)該優(yōu)選示例性實(shí)施例，連接件Ic具有棱柱形。在圖4中可以看到，根據(jù)本發(fā)明示例性實(shí)施例，沒有詳細(xì)示出的齒輪馬達(dá)4是膝關(guān)節(jié)2的致動(dòng)元件，其通過抗轉(zhuǎn)動(dòng)(anti-rotation)裝置(該圖中不可見)連接到股骨段1。并行地，假肢包括被動(dòng)元件，即阻尼器5，其連接到與脛骨段3連接的鉸鏈5a (圖5 中示出)和與股骨段1連接的鉸鏈恥(圖4)。具體地，齒輪馬達(dá)4提供轉(zhuǎn)矩，在步態(tài)周期的某些階段，適于根據(jù)用戶需要調(diào)整假肢的操作。例如，在慢步態(tài)過程中，當(dāng)股骨的慣性不足以使脛骨段和股骨段對(duì)準(zhǔn)時(shí)，齒輪馬達(dá)4被操作。參考圖5，根據(jù)本發(fā)明示出膝關(guān)節(jié)P的橫截面示圖，該橫截面是使軸平面與圖4中的軸平面正交而作出的，其包括安裝在金屬框架如內(nèi)的齒輪馬達(dá)4，其由連接螺釘約束(圖中看不到)到股骨段1。具體地，金屬框架如在例如由PTFE(聚四氟乙烯)制成的襯套4b 上旋轉(zhuǎn)，該襯套設(shè)置在支架4c內(nèi)，支架如利用螺釘如被約束至脛骨段3。這樣的連接允許齒輪馬達(dá)4的軸4d集成至脛骨段3，同時(shí)允許齒輪馬達(dá)4的主體集成到股骨段1。具體地，齒輪馬達(dá)4和股骨段1之間的連接是通過軸Ia和剛性接合件 (positive engagement) Ib (圖4中可見)執(zhí)行的。通過該方式，相對(duì)于股骨段1，齒輪馬達(dá) 4對(duì)軸4d產(chǎn)生運(yùn)動(dòng)引起脛骨段3旋轉(zhuǎn)。另外，在圖5中，示出了兩個(gè)鉸鏈5a，其轉(zhuǎn)動(dòng)連接阻尼器5到脛骨段3，且允許阻尼器響應(yīng)于股骨段1和脛骨段3之間的相對(duì)運(yùn)動(dòng)調(diào)整其角度位置。參考圖6，其示出阻尼器5的示意液壓簡化圖，其安裝在上文描述的那種假肢P上， 包括汽缸5c，作為阻尼器5的運(yùn)動(dòng)部件的活塞10和連桿9在汽缸5c內(nèi)滑動(dòng)。具體地，連桿 9和各活塞10將汽缸5c分成兩個(gè)含液壓油的腔室，腔室A和腔室B。在假肢P的伸展14或壓縮15的過程中，油從腔室A流入腔室B中。具體地，因?yàn)檫M(jìn)/出汽缸5c的連桿9的體積必須得到補(bǔ)償，所以提供外部補(bǔ)償腔室16，其部分填充有油 13和受壓空氣18。在不同的示例性實(shí)施例中，未示出，作為對(duì)空氣18的替換，可提供具有預(yù)定彈性常數(shù)的彈簧。圖6中阻尼器5的示意液壓圖還包括-從腔室B延伸到補(bǔ)償腔室16的通道E_l，其間設(shè)置了無預(yù)負(fù)載的止回閥VN_1和調(diào)整閥遙控19_E ；-從補(bǔ)償腔室16延伸到腔室A的通道E_2，其間設(shè)置了無預(yù)負(fù)載的止回閥VN_2；-從腔室A延伸到補(bǔ)償腔室16的通道C_l，其間設(shè)置了無預(yù)負(fù)載的止回閥調(diào)整閥遙控19_C ；-從補(bǔ)償腔室16延伸到腔室B的通道C_2，其間設(shè)置了止回閥VN_4；-通道14’，其連接油密封腔室9a的腔室9b到腔室16并被用于避免油密封腔室 9a中的壓力高峰，其也可在填充阻尼器5的階段中被用作補(bǔ)償腔室和空氣排空腔室。此外，活塞上可考慮兩個(gè)進(jìn)一步的通道，具體地，用作具有預(yù)負(fù)載彈簧和本征阻尼
18特征的止回閥的通道IOA和通道10B。具體地，這些通道使接觸腔室A和腔室B直接接觸并用作壓力高峰的可能的安全系統(tǒng)。阻尼器5的操作主要提供壓縮15和伸展14。具體地，壓縮階段15在阻尼器5的操作過程中包括-活塞10和連桿9的運(yùn)動(dòng)，以便腔室A的體積減小同時(shí)各腔室B的體積增加。以該方式，通道E_1和通道E_2中建立的低壓引起止回閥VN_1和VN_2關(guān)閉。通過活塞10的壓縮推動(dòng)，油流動(dòng)然后通過通道C_1并打開閥VN_3。然后，在閥VN_3的出口處，油遇到以適當(dāng)?shù)倪M(jìn)口壓力而被調(diào)節(jié)的閥19_C的阻力。一旦通過閥19_C的阻力，油然后就進(jìn)入補(bǔ)償腔室16。具體地，由連桿9在進(jìn)口處引起的油量保持在補(bǔ)償腔室16中，同時(shí)由上部腔室B汲取的油進(jìn)入通道C_2并打開閥VN_4。伸展階段14轉(zhuǎn)而包括-活塞10和連桿9的運(yùn)動(dòng)，以便腔室A的體積增加同時(shí)腔室B的體積減小。以該方式，通道C_1和C_2由止回閥VN_3和VN_4關(guān)閉。油流動(dòng)然后通過通道E_l，因此打開閥 VN_1并遇到閥19_E的阻力，該阻力也是根據(jù)給定的輸出壓力調(diào)整的。油進(jìn)入補(bǔ)償腔室16 且離開的油經(jīng)止回閥VN_2從腔室16流入通道A。通道14’在伸展階段存在壓力高峰時(shí)用作密封元件上的低壓系統(tǒng)。然后，對(duì)于伸展階段，制動(dòng)反作用是“純泄露”型的，泄露面積可響應(yīng)于位置而變化，制動(dòng)反作用是在膝彎曲沖程的最后7° -10°之間被致動(dòng)的。而肢體的壓縮基本以多個(gè)相反階段被執(zhí)行。在圖6A的替換示例性實(shí)施例中，在“幾何”型伸展階段中有制動(dòng)反作用的調(diào)整。更精確地，在伸展階段，提供泄露連桿9’代替通道10A，其中形成的孔9”的尺寸彼此不同，并允許油逐步通過。在該情形中，實(shí)際上在伸展階段，油返回通道C_2被止回閥VN_4關(guān)閉且不允許油通過。以該方式，由于設(shè)置在該通道上的止回閥VN_5，油通過連桿9’上存在的通道從腔室B流入腔室A。具體地，油從連桿9’上橫向孔9”流入連桿9’中形成的通道并打開閥VN_5。相反，在壓縮階段，連桿上的止回閥被阻塞。還應(yīng)該注意，油流量由連桿9’上的橫向孔9”調(diào)整。當(dāng)它們?cè)谶B桿9’的滑動(dòng)襯套內(nèi)時(shí)，其對(duì)油流量不起作用，且因此油通道的橫截面減小，使得制動(dòng)反作用在該方式中變得更強(qiáng)，如上面定義的“幾何”方式。圖7示出阻尼器5的汽缸5c的示圖，其外部有兩個(gè)連接到各自的伺服馬達(dá)20的閥組20a和20b。具體地，伺服馬達(dá)20傳輸被各微處理器控制單元(未示出)為各閥單元 20a到20b而調(diào)節(jié)的轉(zhuǎn)矩，其操作并調(diào)整各內(nèi)閥M(圖8中可見)的打開和閉合步驟。具體地，阻尼器5的阻尼反作用是通過根據(jù)源自特定步態(tài)條件的需要，同時(shí)或分開調(diào)整圖2和圖3中的伸展階段14和壓縮階段15而獲得的。每個(gè)伺服馬達(dá)20是獨(dú)立安裝在各自的閥單元20a或20b上的，以便獨(dú)立控制伸展階段14和壓縮階段15。圖8還以放大圖示出兩個(gè)伺服馬達(dá)20中的一個(gè)，描繪了與相關(guān)閥單元20a(或未示出的20b)的機(jī)械和液壓連接。具體地，以橫截面示出的閥單元20a包括-微處理器控制單元，未示出，其操作和調(diào)整閥對(duì)，其中閥M具有固定主體2 和栓塞Mb，其中固定主體2 上形成有開口 19，且栓塞24b通過旋轉(zhuǎn)打開和阻塞開口 19 (參看圖9)；
-套管接頭23，其用于在伺服馬達(dá)20的軸21和栓塞24b之間傳遞轉(zhuǎn)矩。具體地， 栓塞24b傳遞其旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)到閥主體24，以便調(diào)整開口 19的打開和閉合運(yùn)動(dòng)；-軸承22a，套管23轉(zhuǎn)動(dòng)在其中轉(zhuǎn)動(dòng)，且安裝環(huán)元件23a適于支撐它；-用于油流入閥主體M的密封元件23b，和用于閥Ma的端部止擋件25。具體地，微處理器單元由纜線(未示出)連接到霍爾效應(yīng)角度傳感器7和伺服馬達(dá)20。圖9具體示出沿閥Ma、栓塞24b和閥主體M的線IX-IX的橫截面示圖。具體地， 其中所示開口 19允許油流動(dòng)并被接連設(shè)置并具有可變尺寸。以該方式，圍繞其中形成有開口 19的閥主體對(duì)相對(duì)旋轉(zhuǎn)的閥Ma，根據(jù)假肢要求的阻尼強(qiáng)度，調(diào)整上述開口 19部分或全部打開從而允許油流動(dòng)。參考圖10，透視圖示出連桿9和各自的活塞10，活塞10是阻尼器5的致動(dòng)部分并將汽缸5c分成兩個(gè)腔室A和B (圖6中示出)。具體地，可在連桿9上形成孔8a，其軸垂直于連桿9的軸，在其中插入測(cè)力計(jì)8，所謂的“Morehouse環(huán)”。顯然，連桿上可應(yīng)用其他類型的力傳感器。在連桿9的上端形成襯套9c從而連接其對(duì)偶部件(antithetic part)(圖中不可見)，該對(duì)偶部件表示股骨段1的鉸鏈恥(圖4中可見)?？商鎿Q地或額外地，在未示出的方式中，如本發(fā)明提供，力傳感器可提供在阻尼器的其它點(diǎn)上，如在上鉸鏈恥的襯套9c處(參考圖10)，或在下鉸鏈fe的襯套上，例如使用應(yīng)變儀或測(cè)力傳感器或環(huán)形傳感器。圖11示出圖10中活塞10的透視圖和細(xì)節(jié)，其是阻尼器5的一部分。具體地，活塞10包括“面” 10a, 10b, IOc和10d，并被設(shè)置以便被不同厚度和直徑的金屬薄片和盤(圖 12中示出)覆蓋，該金屬薄片和盤用作彈簧并根據(jù)汽缸5c中的連桿的速度打開開口。圖12以放大示圖示出活塞10和相關(guān)連桿9，根據(jù)優(yōu)選示例性實(shí)施例其包括第一薄層30a與直徑和厚度小于第一薄層30a的第二薄層30b。具體地，第一薄層30a位于活塞 10的面IOa (圖11中可見)處，然而第二薄層30b位于第一薄層30a處。特別地，薄片30a 和30b位于活塞10處，以便各對(duì)稱軸與連桿的軸9 一致。詳細(xì)地，第一薄層30a在活塞的面IOb (圖11中可見)和薄層30a的下表面之間建立間隙10e。具體地，間隙IOe允許從腔室A到腔室B的最小油流。更精確地，圖12中所示的活塞10的運(yùn)動(dòng)表示汽缸5c中的壓縮階段15。在壓縮運(yùn)動(dòng)15中，油經(jīng)通道IOf從腔室 A流入腔室B。通過通道IOf的油流69的力引起薄片30a和30b的變形，從而允許油從一個(gè)腔室泄露到另一個(gè)腔室。特別地，薄片30a和30b響應(yīng)于施加在阻尼器上的力和活塞10 的速度控制較高或較低的油流量。在如上所述的類似操作步驟中，可控制假肢的伸展階段 14(圖中未示出)。圖13和14示出以幾何控制執(zhí)行膝部假肢P的制動(dòng)反作用的橫截面示圖，如圖6A 的液壓回路示意示出。具體地，在該裝置中，油流被連桿9’中形成的橫向孔9”調(diào)整。以該方式，當(dāng)這些在連桿9’的滑套(slidingbush)內(nèi)時(shí)，油流停止，因此油路橫截面被堵住且因此制動(dòng)反作用增加。在本發(fā)明示例性實(shí)施例中，參考圖1，5，其再次示出膝上截肢者的假肢P的示意圖，除了上述任何示例性實(shí)施例中的部件，還包括如下部件
-傳感器單元31，其用于接收關(guān)于周圍環(huán)境的數(shù)據(jù)，并具體地，以允許采集關(guān)于股骨的相對(duì)位置信息，或關(guān)于力的數(shù)據(jù)；-微處理器32，其用于處理數(shù)據(jù)并定義操作的控制和選擇的最佳邏輯以執(zhí)行從而確保舒適和安全步態(tài)。-能量收集器33，其以合適方式作用從而確保存儲(chǔ)通過在步態(tài)過程中恢復(fù)能量而獲得的第一種(未起作用的(noble))能量，并在裝置要求能量的步驟中使用該能量；-約束件，其具有可調(diào)整的硬度，包括能夠在步態(tài)中提供/耗散/恢復(fù)能量的裝置， 該裝置被提供在膝關(guān)節(jié)處，表示為34，或被提供在踝關(guān)節(jié)處，表示為35，或這二者都包括。在圖16中，圖15中所示的被描繪為方框圖，即膝部-踝部TRS(總恢復(fù)系統(tǒng))，其包括-在股骨段100和脛骨段3之間的恢復(fù)裝置34；-在脛骨段3和足部400之間的恢復(fù)裝置35；-能量收集器33;-踝部3a的數(shù)據(jù)采集傳感器36；-關(guān)節(jié)軸2中的數(shù)據(jù)采集傳感器31。具體地，TRS的運(yùn)行允許關(guān)節(jié)軸2和踝部3a彼此作用從而交換數(shù)據(jù)眾所周知，在大部分步態(tài)中都是在平地上行走，該期間關(guān)節(jié)軸2工作耗散提供的能量，因?yàn)橛晒晒?00(股骨和脛骨之間的相對(duì)運(yùn)動(dòng))供應(yīng)的能量提升并發(fā)動(dòng)脛骨3。關(guān)節(jié)軸2操作以減小脛骨3的擺動(dòng)作用并在支撐階段以穩(wěn)定化的動(dòng)量提供安全性。在這些階段中，可使用單元中的適當(dāng)存儲(chǔ)裝置恢復(fù)通常在關(guān)節(jié)軸2處耗散的能量，該單元具有能量收集器33的作用。能量可被同一關(guān)節(jié)軸2部分利用，例如在步態(tài)周期的某些階段中供應(yīng)能量，且具體地，當(dāng)加速脛骨3 時(shí)，以確保與股骨段1的重排，且能量部分被踝部3a利用，或用于其他目的。在步態(tài)期間，踝部3a既作為耗散元件也作為致動(dòng)元件工作。具體地，在從腳后跟 400c著地開始的步態(tài)第一階段中，踝部3a并行用作彈簧和阻尼器的系統(tǒng)，其中能量耗散發(fā)生在足部400相對(duì)脛骨3的相對(duì)運(yùn)動(dòng)中。然后，當(dāng)腳后跟400c不再被壓縮時(shí)，足部400用作提供能量以便提升肢體的致動(dòng)元件。在耗散階段，過剩能量可收集在位于關(guān)節(jié)軸2的收集器33中。類似于在關(guān)節(jié)軸2處發(fā)生的，踝部3a在其活動(dòng)階段利用提供在踝部內(nèi)的與彈簧并行的另一個(gè)致動(dòng)元件使用來自收集器33的能量。能量存儲(chǔ)單元33可以例如被設(shè)置在脛骨上，如圖15所示。可替換地，存儲(chǔ)單元被集成在安裝在膝部鉸鏈上的馬達(dá)34中。與裝置33集成的裝置34允許作用于踝部3a和關(guān)節(jié)軸2的行為，使得集成的裝置 34和33的行為適于分階段；關(guān)節(jié)軸2和踝部3a的位置數(shù)據(jù)由傳感器36和傳感器31連續(xù)監(jiān)視，這兩個(gè)傳感器還管理它們的力數(shù)據(jù)交換。圖17示出膝部和踝部上的馬達(dá)/發(fā)電機(jī)如何形成膝部-踝部系統(tǒng)TC (腳趾離地)， 其包括-裝置41，其調(diào)整和控制集成在圖16中馬達(dá)/發(fā)電機(jī)34內(nèi)的關(guān)節(jié)軸2；-裝置42，其調(diào)整和控制集成在圖16中馬達(dá)/發(fā)電機(jī)35內(nèi)的踝部3a；-微處理器32，其用作決策單元；-地面/腿相互作用的兩個(gè)傳感器44和45，其定義步態(tài)的狀態(tài)。
此外，角度α在被定義在股骨段1和脛骨3之間，而角度β被決定在脛骨3和與脛骨3正交的軸3a’之間。具體地，在低速時(shí)，通常最小股骨100的最小動(dòng)力效應(yīng)決定假肢足部400的小提升，由于足部400的硬度，該小提升不超過擺動(dòng)階段中股骨段1和脛骨3之間的TDC(上止點(diǎn))就結(jié)束，但在擺動(dòng)階段可產(chǎn)生腳趾碰到地面I的風(fēng)險(xiǎn)(圖17A)。在年長病人或截肢后恢復(fù)階段的病人在平地上的步態(tài)中，重排脛骨3和股骨段1 容易出現(xiàn)問題。在第一種情況下，腳趾離地情形發(fā)生，即，在步態(tài)中腳趾400a和地面之間缺少間隙(圖17A I)。在該階段，股骨100提供的最小動(dòng)力效應(yīng)引起脛骨3不恰當(dāng)?shù)奶嵘齽?dòng)作，該脛骨3相對(duì)股骨段1具有相對(duì)角度，具有足部400的腳趾碰到地面的非常低的風(fēng)險(xiǎn)。 在后一種情況下，一旦通過股骨段1和脛骨3之間的TDC，在脛骨3的最小擺動(dòng)作用情形中有效重排就會(huì)成問題。為了解決第一問題，即擺動(dòng)階段的腳趾離地，膝部-踝部系統(tǒng)TC根據(jù)由傳感器確定的數(shù)據(jù)識(shí)別出當(dāng)前配置并將這些數(shù)據(jù)與相應(yīng)理想配置的值比較。以該方式， 改變足部400相對(duì)脛骨3的角度β，在擺動(dòng)階段，腳趾碰到地面的風(fēng)險(xiǎn)可被避免(圖17Α II中可見)。類似地，供應(yīng)能量給關(guān)節(jié)軸2，對(duì)于低步態(tài)速度，可保證股骨段1和脛骨3的重排。因此，膝部-踝部系統(tǒng)TC的特征在于存在控制進(jìn)出系統(tǒng)關(guān)節(jié)的雙向能量流的裝置，因此利用合適的控制邏輯確定使安全性、舒適度和節(jié)能最優(yōu)化的步態(tài)條件。圖18示意示出示例性實(shí)施例，其類似于圖4至圖到14所示的實(shí)施例，即安裝有液壓阻尼器46的膝上部假肢P上通過具有兩個(gè)并行閥的液壓汽缸46a安裝有包括兩個(gè)界面連接腔室46b、46c的液壓阻尼器46包括通過帶兩個(gè)平行閥的液壓汽缸46a接口的兩個(gè)接口腔室46b，46c，這兩個(gè)閥為泄露閥46e和薄層閥46d，其特征在于為利用具有2或4個(gè)面的活塞(圖11中可見)的可能性。兩個(gè)閥46e和46d的結(jié)合如同響應(yīng)于活塞46a的速度具有可變面積的等效閥。該解決方案決定了對(duì)以力而非位置進(jìn)行的等效控制的逐步制動(dòng)行為。該結(jié)果恰是逐步動(dòng)態(tài)行為，其排除脈沖負(fù)載情形中阻尼器的意外差分反作用；這樣的反作用通常是傳統(tǒng)純泄露系統(tǒng)，其具有固定面積的開口。因此，阻尼器如同低通過濾器，能夠過濾且不傳遞脈沖負(fù)載給病人，且因此確保步態(tài)中更高的舒適性。應(yīng)該注意，上面的膝部假肢P可被控制作用于薄層閥46d或作用于旁路的相對(duì)面積，因此確保圖18B中的制動(dòng)曲線 IV、V、VI、VII的變化(traslation)，通過在高步態(tài)速度時(shí)阻尼和停止重排階段或提升腳后跟，為支撐階段獲取高等效硬度，并可為步態(tài)的其他動(dòng)態(tài)階段可調(diào)整。圖19示意表示關(guān)于膝上假肢P的本發(fā)明的可能實(shí)施例，其包括允許檢測(cè)關(guān)于假肢 P內(nèi)部變形的數(shù)據(jù)的傳感器48、假肢足底400上的傳感器49、位置傳感器50和用于采集關(guān)于周圍環(huán)境數(shù)據(jù)51的位置傳感器。具體地，這樣的假肢允許膝上截肢者執(zhí)行自然步態(tài)，開發(fā)用于調(diào)整和控制步態(tài)的系統(tǒng)，由于感受器的活動(dòng)類似于肌肉和肌腱的活動(dòng)以及觀察和空間相對(duì)位置，該系統(tǒng)部分模擬本體感受功能。如果以該方式受到控制，則假肢P可以適于確保使用適用于實(shí)際步態(tài)的控制邏輯的方式對(duì)周圍環(huán)境具有預(yù)測(cè)力，在此方式中肢體尋求安全和舒適的響應(yīng)。參考圖20，關(guān)于膝上假肢P的本發(fā)明可能實(shí)施例被示意性地示出，其包括低噪聲馬達(dá)/發(fā)電機(jī)。具體地，根據(jù)優(yōu)選的示例性實(shí)施例，該馬達(dá)/發(fā)電機(jī)52是超聲波脈沖馬達(dá)或線性磁力馬達(dá)，如在某些汽車應(yīng)用中使用的馬達(dá)。此外，該裝置的特征在于給予馬達(dá)52發(fā)電機(jī)功能和電子阻尼器功能。圖21示意地示出關(guān)于膝上假肢P的本發(fā)明的可能實(shí)施例，其包括液壓阻尼器55 和56，電動(dòng)馬達(dá)57和58，分別應(yīng)用于股骨段1與脛骨3之間和脛骨3與足部400之間。具體地，電動(dòng)馬達(dá)57和58分別具有位置傳感器59，例如編碼器，并根據(jù)需要在步態(tài)過程中提供轉(zhuǎn)矩。此外，在圖21中，示出負(fù)載傳感器60和能量恢復(fù)裝置61，兩個(gè)液壓阻尼器55和56 連接至該能量恢復(fù)裝置61。在耗散步驟中，具體地，在關(guān)節(jié)軸2的運(yùn)動(dòng)中，能量剩余可被收集在裝置61中。類似于關(guān)節(jié)軸2，踝部3a可經(jīng)回收裝置61吸收能量以便執(zhí)行致動(dòng)步驟。圖22示意地示出膝上假肢P，其包括利用彈簧的能量存儲(chǔ)裝置。該圖具體示出連接到彈簧收集器64的液壓單元63和63a。而且，膝上假肢P在股骨段100、脛骨3和足部 400之間具有預(yù)負(fù)載彈簧67，其在相對(duì)阻尼中并行作用于液壓單元62。然后在圖22中還示出應(yīng)用于關(guān)節(jié)軸2和踝部3a的位置傳感器63，其與位于腳底400的測(cè)力元件68連接。這些傳感器由管理關(guān)于兩個(gè)系統(tǒng)的力的交換并與確定步態(tài)狀態(tài)相關(guān)的軟件連續(xù)監(jiān)視。圖23具體示出安裝在假肢P足部400上的位置傳感器70的布置。具體地，這些傳感器70彼此連接測(cè)量足部相對(duì)地面的位置并改變距地面的可能高度。圖23A詳細(xì)示出在步態(tài)周期的相應(yīng)階段中，與圖23B中距地面的距離At相比，角度β (在圖23Α中相應(yīng)于圖16中可見的角度)的變化過程。參考圖Μ，在本發(fā)明第二特殊方面，所示假肢具有這樣的特征，即在足部400處裝配有腳底，如圖25所示，腳底具有一批力和位置傳感器，其信號(hào)由微處理器處理以便確定病人足部400與周圍環(huán)境的交互作用模式。在腳底的可能實(shí)施例中，由閉合曲線201表示的位于腳底200的傳感器，允許確定合成負(fù)載在強(qiáng)度、方向、和位置方面的矢量，因而微處理器可最有利地調(diào)整阻尼器的反作用。在腳底200的另一個(gè)實(shí)施例中，位于腳底的傳感器201提供關(guān)于合成負(fù)載矢量應(yīng)用點(diǎn)的數(shù)據(jù)，其中提供的一個(gè)或更多個(gè)力傳感器位于人造肢體中，其信號(hào)與由所述腳底產(chǎn)生的信號(hào)一起被處理，允許微處理器確定傳輸?shù)暮铣韶?fù)載矢量。此外，人造肢體進(jìn)一步包括角度位置傳感器，其位于踝部3a(未示出)并適于控制脛骨3和足部400之間的相對(duì)傾斜。該信息允許響應(yīng)于相應(yīng)的矢量力，結(jié)合由腳底提供的關(guān)于力矢量的數(shù)據(jù)確定踝部位置，因?yàn)樨?fù)載必須傳遞通過踝部。圖25示出應(yīng)用于膝上假肢P的足部400的感官化的腳底200。具體地，腳底采集關(guān)于在足部400和其停留的地面之間的接觸中形成的力的位置的數(shù)據(jù)。以該方式，有可能確保對(duì)假肢P空間位置的高度精確的本體感受，尤其是足部400相對(duì)用戶身體的高度精確的本體感受。主要目的是了解地面上的力應(yīng)用點(diǎn)，該力與由軸向力傳感器確定的力的強(qiáng)度并行合成。圖沈示出膝上假肢P，其中關(guān)節(jié)軸2在向前位置。該構(gòu)造允許足部400的位置進(jìn)一步提升，且其特征在于安全，這是由于阻擋的阻尼器5給出的制動(dòng)反作用。在圖27中可見的擺動(dòng)情況下，IRC的被描述的位置恢復(fù)相對(duì)于地面的間距，如圖 27A中的曲線表示的，其中峰值101對(duì)應(yīng)于在股骨段1和脛骨段3之間形成的最大角度(圖 19中可見)。具體地，由于腳趾離地階段大致對(duì)應(yīng)于股骨段1和脛骨3之間的最大相對(duì)角度，關(guān)節(jié)軸2’的預(yù)期位置確保相對(duì)地面的一定毫米的間隙。特別地，在股骨相對(duì)垂直方向成20°角時(shí)，有可能關(guān)節(jié)軸2’前向運(yùn)動(dòng)每毫米，就相對(duì)于地面離開0.35毫米的間隙。1厘米的前向運(yùn)動(dòng)大約相當(dāng)于距地面3. 5毫米的間隙恢復(fù)，2厘米相當(dāng)于距地面7毫米。根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例，圖觀示意性地表示假肢P1，其中股骨100的軸與地面正交。圖觀示出關(guān)節(jié)軸2’的位置和假肢Pl中阻尼器5的不同結(jié)構(gòu)。具體地，由于關(guān)節(jié)軸2’的位置而導(dǎo)致的假肢Pl的不穩(wěn)定被阻尼器5在步態(tài)階段中提供的安全性補(bǔ)償。參考圖四，其示出膝上假肢P，尤其是根據(jù)本發(fā)明第一方面的膝上假肢P。該假肢具有位于阻尼器5的力傳感器Si，微處理器接收力傳感器Sl發(fā)出的力信號(hào)，并響應(yīng)于在股骨段1上所檢測(cè)到的力信號(hào)操作用于調(diào)整阻尼器5的反作用的裝置。具體地，可替換圖10中所示地，力傳感器Sl被布置在連桿上。可替換地，阻尼器上的力傳感器是設(shè)置在阻尼器5的下鉸鏈fe上的測(cè)力元件。以該方式，瞬時(shí)驗(yàn)證阻尼器上的負(fù)載的狀態(tài)和對(duì)膝部動(dòng)態(tài)行為的反饋控制是有可能的。根據(jù)有利的示例性實(shí)施例，可替換地或額外地，在股骨段1上提供又一力傳感器 S2 (圖四)，以便微處理器從股骨段1上的傳感器S2接收力信號(hào)，并響應(yīng)于在股骨段1上所檢測(cè)到的力信號(hào)操作用于調(diào)整阻尼器5的反作用的裝置。在有利實(shí)施例中，股骨段1上的力傳感器S2包括第一力傳感器，其適于測(cè)量在股骨縱向上對(duì)股骨100的作用力，還包括第二力傳感器，其適于測(cè)量在股骨正交方向上對(duì)股骨的作用力。以該方式，股骨100和阻尼器5上的整體力信息能夠令人滿意地確定人造肢體中的張力狀態(tài)。在示例性簡化實(shí)施例中，股骨100的第二力傳感器僅提供在股骨正交方向上的力信號(hào)。而且，位置傳感器可被提供在模擬膝部運(yùn)動(dòng)的股骨軸2處，因此該位置傳感器測(cè)量膝部的旋轉(zhuǎn)。在特殊實(shí)施例中，操作提供如下，即在擺動(dòng)的末尾在階段的開始，為運(yùn)動(dòng)的最大伸展階段，股骨段1和脛骨段3位于由被集成在阻尼器內(nèi)的機(jī)械接合器測(cè)量的奇點(diǎn) (singularity)狀況下。以該方式，阻尼器5上的力傳感器Sl在奇點(diǎn)的狀況下也測(cè)量傳輸?shù)疥P(guān)節(jié)的實(shí)際負(fù)載，且處理該測(cè)量的微處理器可在步態(tài)過程中區(qū)分和控制該階段。在本發(fā)明的第五特殊方面，圖30示出在任何情形中都允許病人擺動(dòng)作用或擺動(dòng)的膝關(guān)節(jié)上的馬達(dá)。在第一可能實(shí)施例中，這是通過安裝在馬達(dá)91上的減速齒輪92獲得的，該減速齒輪具有連接到電動(dòng)馬達(dá)91的快轉(zhuǎn)軸(未示出)和連接到膝關(guān)節(jié)的慢轉(zhuǎn)軸93。 供應(yīng)電流給馬達(dá)91，且電流強(qiáng)度可由微處理器(未示出)調(diào)節(jié)從而在關(guān)節(jié)軸獲得類似于可由液壓阻尼器獲得的轉(zhuǎn)矩。編碼器90傳遞馬達(dá)的rpm(轉(zhuǎn)速)給微處理器。具有后沖力測(cè)量系統(tǒng)的輸出轉(zhuǎn)軸95被安裝到慢轉(zhuǎn)軸93上。具體地，馬達(dá)91的角度位置由編碼器90連續(xù)確定。慢轉(zhuǎn)軸95的角度位置由第二編碼器或由具有磁體的霍爾效應(yīng)傳感器94連續(xù)確定。以該方式，有可能驅(qū)動(dòng)伺服馬達(dá)以便收集以所需轉(zhuǎn)速旋轉(zhuǎn)的運(yùn)動(dòng)鏈的后沖力，例如與傳輸?shù)牧匾恢禄蛳喈惽腋鶕?jù)齒輪馬達(dá)的向前或向后運(yùn)動(dòng)；以該方式，有可能最小化向后運(yùn)動(dòng)中所耗散的能量量，其特征在于效率比向前運(yùn)動(dòng)低，然后最大化對(duì)動(dòng)能和收集器中能量恢復(fù)的利用。類似地，以沒有示出的方式但類似于膝部的齒輪馬達(dá)的方式，可所提供連接到踝關(guān)節(jié)由微處理器控制的的馬達(dá)可連接到由微處理器控制的踝關(guān)節(jié)以便獲得類似于液壓阻尼器的轉(zhuǎn)矩。以沒有示出的方式，位于膝關(guān)節(jié)的減速齒輪具有連接到電動(dòng)馬達(dá)的快轉(zhuǎn)軸和連接到關(guān)節(jié)的慢轉(zhuǎn)軸，這兩個(gè)轉(zhuǎn)軸彼此正交，從而以類似于解剖學(xué)的尺寸(anatomic sizes)水平盡可能實(shí)現(xiàn)減小的妨礙。以類似地方式，人造肢體提供第二齒輪馬達(dá)，其具有正交軸并在踝關(guān)節(jié)連接到慢轉(zhuǎn)軸。可替換地，位于膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)的自由飛輪設(shè)置在膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)(圖31，31A)， 并適于在擺動(dòng)階段將減速齒輪從脛骨釋放，即由腿的慣性引起，反之，當(dāng)馬達(dá)/制動(dòng)必須作用于脛骨時(shí)，自由飛輪約束相對(duì)彼此的兩種運(yùn)動(dòng)。沒有示出的進(jìn)一步的示例性實(shí)施例中，在自由飛輪上，在減速齒輪的轉(zhuǎn)軸上，兩個(gè)角度傳感器用于測(cè)量轉(zhuǎn)軸的角度位置。等效于上文前面結(jié)構(gòu)的示例性替換結(jié)構(gòu)在傳感器角度提供一個(gè)或更多個(gè)力矩傳感器。圖32示出蝸桿傳動(dòng)型齒輪馬達(dá)110。具體地，輪子105在快轉(zhuǎn)軸107和慢轉(zhuǎn)軸108 之間的齒輪齒數(shù)比大于或等于5。具體地，在快轉(zhuǎn)軸107上，第一位置傳感器(未示出)用于確定快轉(zhuǎn)軸107的瞬時(shí)位置；在慢轉(zhuǎn)軸108上，安裝了第二位置傳感器(未示出)。以該方式，馬達(dá)109驅(qū)動(dòng)快轉(zhuǎn)軸107以便保持與慢轉(zhuǎn)軸108的預(yù)定配合并允許運(yùn)動(dòng)的可逆性。圖33示出膝關(guān)節(jié)2上的制動(dòng)/馬達(dá)裝置96的另一個(gè)示例性實(shí)施例。目的是在所有步態(tài)條件下確保股骨段100相對(duì)脛骨段3的正確位置，特別是在低速時(shí)。具體地，如果病人，特別是新截肢者或年長人員，在步態(tài)過程中存在猶豫，則馬達(dá) 96干預(yù)確保脛骨3正確的重排。根據(jù)該解決方案的操作，為了減小假肢P的能量消耗，并增加馬達(dá)/發(fā)電機(jī)系統(tǒng)96 的行程，提供了變螺距彈簧97，其允許實(shí)現(xiàn)理想的硬度，即用對(duì)于股骨段100和脛骨段3之間小角程的低硬度，和用于大角程的高硬度。具體地，變螺距彈簧97是具有一定直徑的螺旋彈簧，其一端具有第一螺距P1，另一端具有第二螺距P2,以便實(shí)現(xiàn)硬度在第一值K1和第二值K2之間連續(xù)轉(zhuǎn)變。根據(jù)本發(fā)明第四特殊方面，圖34示出曲線圖，其模擬人造肢體的運(yùn)動(dòng)，以便在同一步態(tài)周期中調(diào)整步態(tài)的步調(diào)。具體地，圖34示出在平地上行走的情形，其由響應(yīng)于平均行走速度而具有不同幅度的相似曲線族定義。曲線包括脛骨3相對(duì)時(shí)間的軌跡，由脛骨-股骨角及其對(duì)時(shí)間的導(dǎo)數(shù)描述。更精確地，對(duì)于被測(cè)量的速度，至少對(duì)于第一象限部分，描述步態(tài)的理想的曲線包括兩個(gè)副曲線，對(duì)應(yīng)相應(yīng)于站立階段的較小的內(nèi)曲線X’，和總是部分對(duì)相應(yīng)于站立階段的較大的外曲線X”，至少對(duì)于第一象限部分。兩條曲線都通過原點(diǎn)。曲線隨步態(tài)速度改變形狀，其隨著步態(tài)速度增加而描述較寬的軌跡，分別由相應(yīng)的曲線XI，，XI”描繪。具體地，對(duì)于曲線x，，x”和XI，，XI”，步態(tài)的相對(duì)速度分別是2和4km/h。然后，由于每條曲線都定義對(duì)于所測(cè)速度的理想步態(tài)周期，且曲線隨步態(tài)速度改變其形狀，且每條曲線具有相應(yīng)參數(shù)，一旦檢測(cè)到步態(tài)周期內(nèi)的速度變化，就有可能使脛骨 3遵從步態(tài)周期內(nèi)該階段的相應(yīng)曲線，但是是對(duì)于新速度的。以該方式，通過快速識(shí)別截肢者的需要從而改變步態(tài)速度，相對(duì)先前遵從的曲線，有可能可以使假肢相對(duì)于先前遵從的曲線遵從不同幅度的曲線。行走后的停下、坐下和站立的典型操作可進(jìn)而由特殊曲線族定義。類似地，上坡、 下坡、下樓梯和上樓梯、蹬自行車，以及總體說來其他可能的運(yùn)動(dòng)條件一般都可通過特征曲線族表示在η維空間中。有可能增加定義曲線的參數(shù)，并且可以在空間的可能配置中增加定義曲線的參數(shù)，示例性的而非限制性的，坐標(biāo)有五個(gè)-時(shí)間；-脛骨和股骨之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)角；-所述角度對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)；-傳輸?shù)降孛娴暮铣韶?fù)載矢量的代數(shù)值；-相對(duì)于關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)軸的合成力矩的代數(shù)值。有可能可以提出進(jìn)一步的參數(shù)，如角度的二階導(dǎo)數(shù)，以便以更完整和一般的方式表示不同的可能步態(tài)條件；或有可能可以減少坐標(biāo)數(shù)目從而獲得簡化的但更概略粗糙的表
7J\ ο此外，被提供的進(jìn)一步提供的傳感器裝置適于關(guān)于時(shí)間連續(xù)或以離散的時(shí)間間隔測(cè)量，或在離散時(shí)間間隔測(cè)量，表示所述空間坐標(biāo)的參數(shù)。具體地，提供至少一個(gè)適于關(guān)于時(shí)間存儲(chǔ)所述曲線x’，x”和XI’，XI”的特征數(shù)據(jù)和由傳感器確定的數(shù)據(jù)的至少一個(gè)存儲(chǔ)器單元，如RAM、ROM、EPROM等，該存儲(chǔ)所述曲線V，X”和XI，，XI”的特征數(shù)據(jù)且適于儲(chǔ)存由傳感器確定的數(shù)據(jù)。而且，所提供的微處理器適于分析由傳感器確定的數(shù)據(jù)，將其與記錄在存儲(chǔ)器單元中的數(shù)據(jù)比較，以便從記錄數(shù)據(jù)中確定最適于表示實(shí)際步態(tài)的曲線，被稱為理想曲線。以該方式，微處理器調(diào)整阻尼器的反作用以便最小化在η維空間中實(shí)際點(diǎn)和理想曲線的相應(yīng)點(diǎn)之間可定義為距離的偏差，實(shí)際點(diǎn)的坐標(biāo)是由傳感器測(cè)量的。而且，微處理器根據(jù)該偏差、所用的理想曲線和曲線族，確定繼續(xù)實(shí)際理想曲線是否是有用的，或使用不同的理想曲線或改變曲線族是否更好。因此，該控制架構(gòu)能夠響應(yīng)于病人心理生理狀況的變化最優(yōu)化步態(tài)，因此，病人在剛截肢后步態(tài)猶豫性高時(shí)，和當(dāng)截肢者獲得更多信心時(shí)，總是能最好地行走。進(jìn)一步的優(yōu)點(diǎn)是康復(fù)時(shí)間減少了，因?yàn)椴∪擞砂l(fā)揮適于矯正和改善步態(tài)的電子康復(fù)裝置作用的裝置持續(xù)性輔助。另一個(gè)可能的示例性實(shí)施例提供關(guān)節(jié)處股骨力矩的測(cè)量，且在該情形中，不限制本發(fā)明的范圍，空間坐標(biāo)如下-時(shí)間；-脛骨和股骨之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)角度；-所述角度對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)；-作用于阻尼器的縱向力；-由股骨傳遞到關(guān)節(jié)的力矩。后面的參數(shù)允許直接檢測(cè)病人的意愿，因?yàn)檫@些被殘肢對(duì)關(guān)節(jié)施加的力矩所證明。圖35示出為確定的平均速度定義理想步態(tài)周期的曲線。對(duì)于平均速度，曲線改變其幅度，但曲線形狀相同。如圖35中的在三維空間中描繪的類似曲線族明確地識(shí)別出在平地上的行走，且參數(shù)，如平均速度，將族中的曲線彼此區(qū)分。而圖35A示出使用的多條三維曲線，作為控制和調(diào)整擺動(dòng)階段的參考。該圖強(qiáng)調(diào)曲線120，其與參考模型不同。在該情形中，原因可能是病人錯(cuò)誤的步態(tài)，即在步態(tài)過程中碰到障礙物或絆倒。在該簡化的配置中，空間坐標(biāo)有三個(gè)脛骨-股骨旋轉(zhuǎn)角102，脛骨-股骨旋轉(zhuǎn)角
度103對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)和作用于阻尼器104的力，該力與含兩個(gè)軸102和103的平面正 、-父。不限制本發(fā)明范疇，在平地上加速步態(tài)的需要引起與股骨正交的力矩和/或力的變化。當(dāng)病人希望減速時(shí)也同樣會(huì)發(fā)生該變化。采集這些與病人需求關(guān)聯(lián)的參數(shù)值的控制系統(tǒng)能夠調(diào)整人造肢體的行為，從而確保非?？斓捻憫?yīng)以便大概基本立即遵從病人的意愿。該控制系統(tǒng)特別適于需要高推動(dòng)力的病人。一般地，其至少部分恢復(fù)所失去的肢體的本體感受，因?yàn)樵诓∪说囊庠?例如固定假肢對(duì)殘肢皮膚的壓力)、動(dòng)作與感覺之間建立了直接關(guān)系?？商鎿Q地，定義步態(tài)狀況的裝置是矩陣類型的。圖35B表明裝配到假肢上的步態(tài)的控制和操作環(huán)的流程圖。具體地，在輸入數(shù)據(jù)例如關(guān)節(jié)的角度及其一階導(dǎo)數(shù)后，計(jì)算步態(tài)速度的估計(jì)。同時(shí)，程序從存儲(chǔ)器調(diào)用參考曲線。然后，通過積分所選參考曲線獲得參考速度。以該方式，在連續(xù)步態(tài)周期中，通過施加到阻尼器上的力的輸入和輸出獲得力的相應(yīng)參考和對(duì)偏差的補(bǔ)償。如果假肢的液壓回路如圖6所示，那么作為最后階段，發(fā)送命令信號(hào)以便通過各電磁閥調(diào)整油流。反之，在圖6A中在生長階段具有幾何調(diào)整的情形下，僅發(fā)送命令信號(hào)到電磁閥。圖36和37示出本發(fā)明第六特殊方面的電子裝置的示圖，該電子裝置設(shè)置在人造肢體中，在僅膝關(guān)節(jié)的情形和膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)結(jié)合的情形中，該電子裝置都由例如鋰離子電池這種類型的可充電電池80供電，當(dāng)更換電池時(shí)，該可再充電電池80能夠由能戴人造肢體的病人自己快速自主更換。一種特殊裝置，例如聲音警報(bào)(未示出)，在人造肢體上的電池80將耗盡時(shí)給病人發(fā)信號(hào)。因此病人可以用所攜帶的第二電池容易地替換；以該方式，假肢的行程(range) 更長。病人攜帶的充電電池的數(shù)目當(dāng)然可多于兩個(gè)，而且這對(duì)于喜歡遠(yuǎn)足的或即使偶爾住在不易于充電的地方的病人，或避免長時(shí)間等待電池再充電是有利的。電池80位于處于比關(guān)節(jié)軸2靠前的位置的膝蓋骨處；病人可接近電池80以便僅在安全狀況下移除和更換，即當(dāng)坐下時(shí)，而含電池的狹縫在其他情形中不能打開(如圖40 所示)；因此關(guān)于安全人體工程學(xué)狀況地，在電池前部位置上的布置允許易于從上面接近， 同時(shí)確保幾何形狀遵從失去的肢體的解剖。組合或替換地，借助前面的特征，在人造肢體上，在僅膝關(guān)節(jié)的情形或膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)結(jié)合的情形中，裝置由例如鋰離子電池這種類型的可再充電電池80供電，其再充電電路可經(jīng)變壓器的初級(jí)/次級(jí)連接88連接到肢體外部的供電電路83’，如圖38所示。兩個(gè)電路之間的識(shí)別和連接是通過兩個(gè)各自的磁體130實(shí)現(xiàn)的，磁體在使用中彼此一致地設(shè)置。以該方式，病人可易于在戴人造肢體的同時(shí)給電池80再充電，美觀的外套81和衣物81，也在圖36中示出。此外，外部再充電電路可轉(zhuǎn)而由病人可攜帶的較大尺寸電池(未示出)供應(yīng)，例如固定到腰帶上，背包中，或口袋中等。可替換地，在人造肢體上可提供端口 85，例如USB型，如圖39所示，在僅膝關(guān)節(jié)的情形和在膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)結(jié)合的情形中，人造肢體P都可利用該端口連接到計(jì)算機(jī)，以便利用單個(gè)線路給設(shè)置在人造肢體內(nèi)的電子裝置供電的電池80充電，從而更新固件，并為了延后的分析傳遞人造肢體記錄的數(shù)據(jù)到計(jì)算機(jī)。而且，安裝在計(jì)算機(jī)上或網(wǎng)絡(luò)中可用的特殊軟件分析存儲(chǔ)在人造肢體的存儲(chǔ)器中的數(shù)據(jù)，并再次程序化固件以便響應(yīng)于病人的意愿改善人造肢體的行為。圖40示出更換電池80的步驟。具體地，其包括打開蓋子84并更換電池80。電池 80位于相對(duì)于關(guān)節(jié)軸2靠前的膝蓋骨處，且可由坐著的病人以安全姿勢(shì)以與肢體的幾何形狀適合的方式從上面可接近。上文對(duì)于具體實(shí)施例的描述將根據(jù)概念性觀點(diǎn)充分揭示本發(fā)明，因此，其他人利用現(xiàn)有知識(shí)將能夠?yàn)椴煌瑧?yīng)用修改和/或調(diào)整這類實(shí)施例，而無需進(jìn)一步的研究且無需偏離本發(fā)明，因此應(yīng)理解這樣的調(diào)整和修改應(yīng)視為等效于具體實(shí)施例。實(shí)現(xiàn)本文所述的不同功能的裝置和材料可具有不同的特性，因此不偏離本發(fā)明的領(lǐng)域。應(yīng)該理解，本文使用的措辭和術(shù)語是為了說明而非限制的目的。
權(quán)利要求
1.一種用于膝上截肢者的假肢，所述假肢具有可被固定到股骨連接件的股骨段和可繞模擬膝部運(yùn)動(dòng)的關(guān)節(jié)軸轉(zhuǎn)動(dòng)連接至彼此的脛骨段，所述脛骨段由踝關(guān)節(jié)連接到具有腳趾、 腳底和腳后跟的足部，其中所述膝部運(yùn)動(dòng)包括在使所述腳趾離開地面和使所述腳后跟落地之間的所謂擺動(dòng)階段，和包括使所述腳后跟落地，使所述腳底承受負(fù)載和使所述腳趾離開地面的所謂站立階段，提供液壓阻尼器，該液壓阻尼器具有分別與所述股骨段和所述脛骨段連接并阻尼所述脛骨段相對(duì)于所述股骨段相對(duì)運(yùn)動(dòng)的上鉸鏈和下鉸鏈，使得在站立階段所述脛骨段相對(duì)于在所述股骨段和所述脛骨段之間的膝關(guān)節(jié)被制動(dòng)，其中所述液壓阻尼器包括汽缸活塞和鉸接到所述活塞的連桿，以及用于根據(jù)預(yù)定的力-位置函數(shù)調(diào)整所述阻尼器的阻尼反作用的微處理器。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的假肢，其特征在于力傳感器被提供在所述阻尼器中，且所述微處理器接收來自所述力傳感器的信號(hào)并操作裝置以便響應(yīng)于來自所述阻尼器的力信號(hào)調(diào)整所述阻尼器的反作用。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的假肢，其特征在于所述力傳感器被提供在所述連桿中，且所述微處理器接收來自所述連桿上的所述傳感器的力信號(hào)，并操作裝置以便響應(yīng)于檢測(cè)到的所述連桿上的力信號(hào)調(diào)整所述阻尼器的反作用。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的假肢，其特征在于所述力傳感器是環(huán)形測(cè)力計(jì)，其具體為 Morehouse環(huán)，其被放在在所述連桿中形成的孔中，且所述孔的軸與所述連桿的軸正交。
5.根據(jù)權(quán)利要求2所述的假肢，其特征在于所述阻尼器上的所述力傳感器是被設(shè)置在所述阻尼器的所述下鉸鏈處的測(cè)力元件。
6.根據(jù)權(quán)利要求2所述的假肢，其中所述力傳感器被提供在所述股骨段中，且所述力傳感器是從由以下傳感器組成的組中被選擇出來的正交力傳感器、縱向力傳感器、轉(zhuǎn)矩傳感器或其組合，且所述微處理器接收來自所述股骨段中的所述力傳感器的力信號(hào)，并操作所述裝置以便響應(yīng)于在所述股骨段上出現(xiàn)的所述力信號(hào)調(diào)整所述阻尼器的反作用。
7.根據(jù)權(quán)利要求2所述的假肢，其中在彎曲中的奇點(diǎn)情形時(shí)(完全折彎的膝部)提供力傳感器，以便測(cè)量彎曲中過載的存在，具體為彎曲接合器，在所述接合器上具有力傳感
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的假肢，其中提供了用于存儲(chǔ)所述力傳感器的所述力數(shù)據(jù)的裝置，以及將所述數(shù)據(jù)與最大可容許值相比較的裝置。
9.根據(jù)權(quán)利要求2所述的假肢，其中位置傳感器被提供在模擬所述膝部運(yùn)動(dòng)的所述關(guān)節(jié)軸處，所述位置傳感器測(cè)量所述膝部的轉(zhuǎn)動(dòng)。
10.根據(jù)權(quán)利要求2所述的假肢，其中使所述股骨段和所述脛骨段在幾何上符合，以便在擺動(dòng)結(jié)束步態(tài)周期的開始時(shí)處于由被集成在所述阻尼器內(nèi)的機(jī)械接合器測(cè)量的奇點(diǎn)狀況，所述阻尼器上的所述力傳感器在奇點(diǎn)的狀況下也測(cè)量傳輸?shù)剿鲫P(guān)節(jié)的實(shí)際負(fù)載，且處理所述測(cè)量的所述微處理器可在步態(tài)過程中區(qū)分和控制該步驟。
11.根據(jù)權(quán)利要求2所述的假肢，其中所述阻尼器是液壓型的，且其特征在于適于在存在高負(fù)載例如沖擊時(shí)控制油流出的薄片，從而確保病人的高度舒適性，所述薄片具體用作止回閥彈簧，并根據(jù)所述汽缸中所述連桿的速度產(chǎn)生用于油流的開口。
12.根據(jù)權(quán)利要求2所述的假肢，其中所述阻尼器是液壓型的并提供由所述活塞分開的第一腔室(A)和第二腔室(B)，還提供了下面部件-補(bǔ)償腔室；-從所述第一補(bǔ)償腔室到所述第一腔室的第一單向管道；-從所述第一腔室(A)到所述補(bǔ)償腔室的第二單向管道，沿該第二單向管道設(shè)置由所述微處理器控制的可調(diào)整流量閥；-從所述補(bǔ)償腔室到所述第二腔室的第三單向管道；-從包括下列部件的組中選出的第四管道-從所述第二腔室到所述補(bǔ)償腔室的單向管道，沿該單向管道設(shè)置由所述微處理器控制的可調(diào)整流量閥；-在所述第二腔室和所述第一腔室之間的所述連桿中的單向軸向管道，所述連桿橫穿所述第二腔室并具有在所述第二腔室中的多個(gè)徑向開口，以便借助所述連桿在所述延伸階段中的運(yùn)動(dòng)，所述開口被逐步堵塞，以便對(duì)所述活塞的運(yùn)動(dòng)提供較高的阻力。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的假肢，其中所述第五管道被提供在所述補(bǔ)償腔室和所述連桿上的油密封腔室之間，以使得所述油密封腔室中的壓力與所述補(bǔ)償腔室相同，從而避免所述油密封腔室中的壓力高峰。
14.根據(jù)權(quán)利要求1所述的假肢，其中所述假肢具有在所述足部處裝配具有一批力和位置傳感器的腳墊的特征，所述力和位置傳感器的信號(hào)由所述微處理器處理以便確定病人的所述足部與周圍環(huán)境相互作用的模式，其中位于腳墊處的傳感器允許確定從包括以下數(shù)據(jù)的組中選擇出的數(shù)據(jù)-所述假肢上的合成負(fù)載矢量的強(qiáng)度、方向和位置分量，借此所述微處理器可最有利地調(diào)整所述阻尼器的反作用；-所述合成負(fù)載矢量的施加點(diǎn)，其中一個(gè)或更多個(gè)力傳感器位于人造肢體中，與所述腳墊產(chǎn)生的信號(hào)一起被處理的所述一個(gè)或更多個(gè)力傳感器的信號(hào)允許所述微處理器確定所傳輸?shù)暮铣韶?fù)載矢量。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的假肢，其中所述人造肢體包括進(jìn)一步的位于所述踝部并適于控制所述脛骨和所述足部之間的相對(duì)傾斜的角度位置傳感器，所述微處理器接收位于所述踝部的所述角度位置傳感器的信號(hào)，以便聯(lián)系所述腳墊提供的力矢量數(shù)據(jù)響應(yīng)于矢量力確定踝部的位置。
16.根據(jù)權(quán)利要求1所述的假肢，其中所述膝關(guān)節(jié)軸包括能夠在步態(tài)周期的某些階段提供能量并在其他階段接收能量的發(fā)電機(jī)/馬達(dá)，提供能量存儲(chǔ)單元，該能量存儲(chǔ)單元適于在步態(tài)周期的階段中通過由所述微處理器控制的所述馬達(dá)收集并再次釋放所述能量。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的假肢，其中提供根據(jù)所述膝關(guān)節(jié)設(shè)置的力和位置傳感器， 在所述微處理器中提供程序裝置，該程序裝置響應(yīng)于來自根據(jù)所述膝關(guān)節(jié)設(shè)置的所述力和位置傳感器的信號(hào)而操作，所述微處理器供應(yīng)信號(hào)給所述馬達(dá)/發(fā)電機(jī)以便使其在腿重排階段作為馬達(dá)并在支撐階段作為發(fā)電機(jī)。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的假肢，其中所述微處理器指示所述能量存儲(chǔ)單元存儲(chǔ)來自具有發(fā)電機(jī)功能的所述馬達(dá)/發(fā)電機(jī)并由所述膝部耗散的能量，并在可變延遲后從所述能量收集器調(diào)用能量，并將該能量提供給具有馬達(dá)功能的所述馬達(dá)/發(fā)電機(jī)作為在步態(tài)周期的某些階段的推進(jìn)力，具體地，當(dāng)加速所述脛骨以確保與所述股骨重排時(shí)。
19.根據(jù)權(quán)利要求16所述的假肢，其中所述阻尼器中提供有變螺距彈簧，該變螺距彈簧允許具有用于所述股骨段和所述脛骨段之間的小角程的低硬度和用于大角程的高硬度。
20.根據(jù)權(quán)利要求16所述的假肢，其中所述在所述脛骨段和所述足部之間的所述踝關(guān)節(jié)包括進(jìn)一步的馬達(dá)/發(fā)電機(jī)。
21.根據(jù)權(quán)利要求20所述的假肢，其中所述踝關(guān)節(jié)包括與所述馬達(dá)/發(fā)電機(jī)并行設(shè)置的阻尼元件。
22.根據(jù)權(quán)利要求20所述的假肢，其中所述踝關(guān)節(jié)還包括連接到所述微處理器的力和角度位置傳感器，響應(yīng)于來自于設(shè)置在所述踝部內(nèi)的所述力和角度位置傳感器的信號(hào)，將在支撐所述腳后跟在地面上的步驟中所述踝部產(chǎn)生的能量發(fā)送到所述能量存儲(chǔ)單元，并在可變延遲后從所述收集器調(diào)用能量，并在需要力量提升所述足部時(shí)，將該能量提供給所述踝部上的作為馬達(dá)的所述馬達(dá)/發(fā)電機(jī)，以允許更容易和自然的步態(tài)，避免可能的足部-地面碰撞。
23.根據(jù)權(quán)利要求20所述的假肢，其中所述微處理器以程序裝置管理膝部-踝部的所述馬達(dá)/發(fā)電機(jī)，該程序裝置適于借助來自設(shè)置在所述膝部和踝關(guān)節(jié)處的所述力和位置傳感器的信號(hào)識(shí)別步態(tài)的階段。
24.根據(jù)權(quán)利要求20所述的假肢，其中所述膝部上的所述馬達(dá)/發(fā)電機(jī)和所述踝部上的所述進(jìn)一步的馬達(dá)/發(fā)電機(jī)共享同一能量存儲(chǔ)單元。
25.根據(jù)權(quán)利要求M所述的假肢，其中與所述膝部和所述踝部的關(guān)節(jié)相關(guān)聯(lián)的所述馬達(dá)/發(fā)電機(jī)和所述能量收集器是流體裝置。
26.根據(jù)權(quán)利要求1所述的假肢，其中提供適于在同一步態(tài)周期中調(diào)整步態(tài)的步調(diào)裝置，所述裝置提供至少如下變量的函數(shù)時(shí)間、所述脛骨和所述股骨之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)角度； 或等同地，所述脛骨和所述股骨之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)角度、所述角度對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)；提供適于測(cè)量步態(tài)周期中所述角度和所述一階導(dǎo)數(shù)或速度的變化的裝置，和使所述脛骨遵從對(duì)應(yīng)于步態(tài)周期的該階段的函數(shù)的裝置，該函數(shù)的特征在于角度和速度的預(yù)定值。
27.一種用于膝上截肢者的假肢，所述假肢具有可被固定到股骨連接件的股骨段和可繞模擬膝部運(yùn)動(dòng)的關(guān)節(jié)軸轉(zhuǎn)動(dòng)連接至彼此的脛骨段，所述脛骨段由踝關(guān)節(jié)連接到具有腳趾、腳底和腳后跟的足部，其中所述膝部運(yùn)動(dòng)包括在使所述腳趾離開地面和使所述腳后跟落地之間的所謂擺動(dòng)階段，和包括使所述腳后跟落地，使所述腳底承受負(fù)載和使所述腳趾離開地面的所謂站立階段；馬達(dá)/發(fā)電機(jī)，該馬達(dá)被供應(yīng)以電流，該電流的強(qiáng)度可由處理器調(diào)整以在所述關(guān)節(jié)軸處獲得期望的轉(zhuǎn)矩，使得在所述站立階段所述脛骨段圍繞所述關(guān)節(jié)軸被制動(dòng)，所述微處理器根據(jù)預(yù)定力-位置函數(shù)改變所述齒輪馬達(dá)的所述阻尼器的阻尼反作用，其中提供適于在同一步態(tài)周期中調(diào)整步態(tài)的步調(diào)的裝置，所述裝置提供至少如下變量的函數(shù)時(shí)間、所述脛骨和所述股骨之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)角度；或等同地，所述脛骨和所述股骨之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)角度以及所述角度對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)；提供適于測(cè)量步態(tài)周期中所述角度和所述一階導(dǎo)數(shù)或速度變化的裝置，和使所述脛骨遵從對(duì)應(yīng)于步態(tài)周期的該階段的函數(shù)的裝置，該函數(shù)的特征在于角度和速度的預(yù)定值。
28.根據(jù)權(quán)利要求沈或27所述的假肢，其中適于在同一步態(tài)周期中調(diào)整步態(tài)的步調(diào)的所述裝置包括閉合曲線，所述微處理器存儲(chǔ)多個(gè)步態(tài)模式，每個(gè)模式都由所述閉合曲線族描述，所述閉合曲線族響應(yīng)于平均行走速度具有類似形狀并具有不同幅度。
29.根據(jù)權(quán)利要求沈或27所述的假肢，其中所述空間包括進(jìn)一步的坐標(biāo)，該坐標(biāo)是從由以下坐標(biāo)組成的組中選擇出來的-作用于肢體并傳輸?shù)降孛娴暮铣韶?fù)載矢量的代數(shù)值；-所述合成矢量相對(duì)所述關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)軸的力矩的代數(shù)值；-由所述股骨傳遞到所述關(guān)節(jié)的力矩；-施加到所述股骨上的縱向力；-施加到所述股骨上的正交力；-所述旋轉(zhuǎn)角度的二次導(dǎo)數(shù)，或它們的組合。
30.根據(jù)權(quán)利要求沈或27所述的假肢，其中所述空間也包括作用于所述阻尼器的縱向力。
31.根據(jù)權(quán)利要求沈或27所述的假肢，其中適于在同一步態(tài)周期中調(diào)整步態(tài)的步調(diào)的所述裝置還提供至少下列變量的函數(shù)所述脛骨和所述足部之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)角度；所述脛骨和所述足部之間的所述角度對(duì)時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)；提供用于測(cè)量步態(tài)周期中所述一階導(dǎo)數(shù)或速度變化的裝置，和用于使所述足部遵從對(duì)應(yīng)該階段函數(shù)并具有其速度的裝置，從而使所述假肢模擬所述函數(shù)的特征。
32.根據(jù)權(quán)利要求沈、27或31所述的假肢，其中提供傳感器裝置，該傳感器裝置適于相對(duì)于時(shí)間連續(xù)地或以離散的時(shí)間間隔測(cè)量表示所述空間的坐標(biāo)的所述參數(shù)，并適于相對(duì)于時(shí)間存儲(chǔ)所述參數(shù)，所述微處理器包括適于分析由所述傳感器確定的數(shù)據(jù)的裝置，將該數(shù)據(jù)與記錄在所述存儲(chǔ)器單元中的數(shù)據(jù)比較，以便從記錄的數(shù)據(jù)中確定最適于表示實(shí)際步態(tài)的曲線，被稱為理想曲線。
33.根據(jù)權(quán)利要求32所述的假肢，其中所述微處理器調(diào)整所述阻尼器和/或馬達(dá)的反作用，以便最小化偏差，所述偏差由所述η維空間中的實(shí)際點(diǎn)和所述理想曲線的相應(yīng)點(diǎn)之間的偏離構(gòu)成，該實(shí)際點(diǎn)的坐標(biāo)由所述傳感器測(cè)量。
34.根據(jù)權(quán)利要求31所述的假肢，其中所述微處理器根據(jù)步態(tài)周期內(nèi)與所述股骨正交的力矩和/或力的變化調(diào)整所述阻尼器的反作用。
35.根據(jù)權(quán)利要求沈或27所述的假肢，其中提供位于所述微處理器中的程序裝置，該程序裝置適于測(cè)量在步態(tài)中所述足部支撐在地面上的持續(xù)時(shí)間，并使信心參數(shù)與每個(gè)不同支撐持續(xù)時(shí)間相關(guān)聯(lián)，每個(gè)信心參數(shù)對(duì)應(yīng)由所述微處理器給予所述阻尼器的被測(cè)量的阻尼硬度，其中用于測(cè)量步態(tài)過程中所述足部支撐在地面上的持續(xù)時(shí)間的所述裝置測(cè)量雙步調(diào)事件的持續(xù)時(shí)間，以確定步態(tài)速度和被截肢的肢體的負(fù)載時(shí)間，并將它們與相對(duì)于失去的肢體的負(fù)載時(shí)間而記錄的數(shù)據(jù)對(duì)比，且較高的是所述膝部的彎曲，而較低的是測(cè)得的負(fù)載時(shí)間和失去的肢體的負(fù)載時(shí)間之間的偏離。
36.根據(jù)權(quán)利要求1所述的假肢，其中提供具有連接到電動(dòng)馬達(dá)的快轉(zhuǎn)軸和連接到所述膝關(guān)節(jié)的慢轉(zhuǎn)軸的減速齒輪，所述馬達(dá)被提供以電流，該電流的強(qiáng)度由所述微處理器調(diào)整從而在所述關(guān)節(jié)軸處獲得期望的轉(zhuǎn)矩。
37.一種用于膝上截肢者的假肢，所述假肢具有可被固定到股骨連接件的股骨段和可繞模擬膝部運(yùn)動(dòng)的關(guān)節(jié)軸轉(zhuǎn)動(dòng)連接至彼此的脛骨段，所述脛骨段由踝關(guān)節(jié)連接到具有腳趾、腳底和腳后跟的足部，其中所述膝部運(yùn)動(dòng)包括在使所述腳趾離開地面和使所述腳后跟落地之間的所謂擺動(dòng)階段，和包括使所述腳后跟落地，使所述腳底承受負(fù)載和使所述腳趾離開地面的所謂站立階段，提供具有連接到電動(dòng)馬達(dá)的快轉(zhuǎn)軸和連接到所述膝部的關(guān)節(jié)軸的慢轉(zhuǎn)軸的減速齒輪，所述馬達(dá)被提供以電流，該電流的強(qiáng)度由所述微處理器調(diào)整從而在所述關(guān)節(jié)軸處獲得期望的轉(zhuǎn)矩，以使得在所述站立階段，所述脛骨段圍繞所述關(guān)節(jié)軸被制動(dòng)，所述微處理器根據(jù)預(yù)定的力-位置函數(shù)改變所述齒輪馬達(dá)的所述阻尼器的阻尼反作用。
38.根據(jù)權(quán)利要求36或37所述的假肢，其中提供連接至所述踝關(guān)節(jié)的第二齒輪馬達(dá)， 該第二齒輪馬達(dá)具有連接到電動(dòng)馬達(dá)的快轉(zhuǎn)軸和連接到所述踝關(guān)節(jié)的慢轉(zhuǎn)軸，該馬達(dá)被提供以電流，該電流的強(qiáng)度由所述微處理器調(diào)整從而在關(guān)節(jié)軸處獲得期望的轉(zhuǎn)矩。
39.根據(jù)權(quán)利要求16、36、37或38所述的假肢，其中所述齒輪馬達(dá)或每個(gè)齒輪馬達(dá)也用作發(fā)電機(jī)。
40.根據(jù)權(quán)利要求36、37或38所述的假肢，其中所述快轉(zhuǎn)軸與連接到所述關(guān)節(jié)的所述慢轉(zhuǎn)軸彼此正交，從而實(shí)現(xiàn)以類似于解剖尺寸的盡可能減小的阻礙。
41.根據(jù)權(quán)利要求40所述的假肢，其中所述齒輪馬達(dá)特別是蝸桿傳動(dòng)在所述快轉(zhuǎn)軸和所述慢轉(zhuǎn)軸之間具有大于或等于5的齒數(shù)比，在所述快轉(zhuǎn)軸上安裝第一位置傳感器從而確定所述快轉(zhuǎn)軸的瞬間位置；在所述慢轉(zhuǎn)軸上安裝第二位置傳感器，所述馬達(dá)帶動(dòng)所述快轉(zhuǎn)軸以便保持與所述慢轉(zhuǎn)軸的預(yù)定配合并允許運(yùn)動(dòng)的可逆性。
42.根據(jù)權(quán)利要求36、37或38所述的假肢，其中自由飛輪位于設(shè)置在所述膝關(guān)節(jié)處的所述減速齒輪與所述關(guān)節(jié)之間，該自由飛輪適于在擺動(dòng)階段從所述減速齒輪釋放所述脛骨，即當(dāng)腿的慣性起作用時(shí)，反之，當(dāng)所述馬達(dá)/制動(dòng)必須作用于所述脛骨時(shí)，所述自由飛輪相對(duì)彼此約束這兩個(gè)運(yùn)動(dòng)。
43.根據(jù)權(quán)利要求42所述的假肢，其中在彎曲階段，所述微處理器操作所述馬達(dá)以便在嚙合位置時(shí)由所述飛輪保證制動(dòng)所述脛骨的運(yùn)動(dòng)，而在伸展階段，所述微處理器操作或不操作所述馬達(dá)，使得所述自由飛輪嚙合或不嚙合。
44.根據(jù)權(quán)利要求36、37或38所述的假肢，其中所述減速齒輪的所述軸提供適于測(cè)量所述軸的角度位置的兩個(gè)角度傳感器，其中所述減速齒輪的向后效率低比向前效率，所述微處理器處理由所述傳感器產(chǎn)生的數(shù)據(jù)并操作所述馬達(dá)從而限制所述減速齒輪中的適當(dāng)恢復(fù)的腿動(dòng)能的耗散，配合在運(yùn)動(dòng)鏈中發(fā)生。
45.根據(jù)權(quán)利要求36、37或38所述的假肢，其中所述減速齒輪的所述軸提供一個(gè)或更多個(gè)力矩傳感器。
46.根據(jù)權(quán)利要求1、30或27所述的假肢，其中提供可再充電電池，以及與所述可再充電電池可釋放地接合的裝置，所述電池為被設(shè)置在所述假肢中的電子裝置供電。
47.根據(jù)權(quán)利要求46所述的假肢，其中所述電池在相對(duì)于所述關(guān)節(jié)軸的靠前的位置被連接到所述假肢，并可由呈坐姿的病人從上面以與肢體的幾何形狀符合的方式接觸，以允許坐著的病人取出/安放所述電池。
48.根據(jù)權(quán)利要求47所述的假肢，其中提供端口，特別是USB端口，利用該端口有可能連接所述人造肢體到計(jì)算機(jī)以便給所述電池再充電，所述電池為被設(shè)置在所述人造肢體內(nèi)的所述電子裝置供電，更新固件，為了延后的分析轉(zhuǎn)移由所述人造肢體記錄的數(shù)據(jù)到所述計(jì)算機(jī)。
49.根據(jù)權(quán)利要求48所述的假肢，其中所述可充電電池包括可再充電電路，該可再充電電路可通過變壓器的初級(jí)/次級(jí)連接與肢體外部的電源電路連接。
全文摘要
應(yīng)用于截肢者的股骨連接件(100)的膝上假肢(P)，其包括連接到病人股骨連接件的上鉸鏈(1)，具有模擬膝部運(yùn)動(dòng)的功能的關(guān)節(jié)軸(2)，轉(zhuǎn)動(dòng)連接到股骨段的脛骨-小腿肚肌肉單元(3)以及模擬小腿肚肌肉某些功能并確保假肢制動(dòng)并允許步態(tài)的典型依次擺動(dòng)和站立階段的阻尼器(5)。阻尼器包括汽缸(5c)，其中活塞(10)和連桿(9)彼此連接并適于響應(yīng)于加載到假肢上的力執(zhí)行所述阻尼器的阻尼反作用。具體地，力傳感器被提供在阻尼器中，并被具體設(shè)置在連桿中，且具有接收來自傳感器的力信號(hào)并響應(yīng)于所檢測(cè)到的力信號(hào)操作調(diào)整阻尼器反作用的裝置的微處理器。
文檔編號(hào)A61F2/68GK102316828SQ200880128975
公開日2012年1月11日 申請(qǐng)日期2008年4月30日 優(yōu)先權(quán)日2008年4月30日
發(fā)明者A·鮑勃尼, D·M·德米切利, G·度那利, L·百利, N·菲爾瑞尼 申請(qǐng)人:瑞澤麗歐拓派迪亞公司