用於膝上截肢者的自動假肢的製作方法

2023-10-23 16:37:27 3

專利名稱：用於膝上截肢者的自動假肢的製作方法
技術領域：
本發明涉及整形外科器具領域，且更具體地，涉及膝上截肢者的自動假肢。而且，本發明還涉及能夠控制該假肢的電子設備。
背景技術：
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，有一種構造提供有繞關節軸彼此轉動連接的股骨段和脛骨段，該關節軸模仿膝部運動。而且，提供了連接股骨段和脛骨段的液壓減震器。這些關節的例子在JP52047638、GB826314、US4212087、和 US3599245 中公開。脛骨段由踝關節連接到具有腳趾、腳底和腳後跟的足部，膝部運動可分成在使腳趾離開地面和使腳後跟落地之間的所謂擺動階段，和包括使腳後跟落地，使腳底承受負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運動，在站立階段，脛骨段相對於股骨段和脛骨段之間的連接鉸鏈被制動。在某些情形中，如GB2216426中，具有可調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反作用，其中可調節閥由程序和微處理器控制。GB2244006也提供阻塞橫截面，阻尼器的流體流經其橫截面。該流體是電流變型流體，因此當受電場影響時， 其引起阻尼速率改變。力傳感器傳輸關於作用於腿的力數據且微處理器由此調整液壓阻尼器的粘度。關於關節軸，其可以是簡單鉸鏈，如上述文獻中的鉸鏈，或馬達或電磁製動器，如 FR2623086公開。其中關節被制動或自由，或被特別地加速的階段的選擇是通過設置在脛骨段上的力傳感器獲得的，這允許操作馬達或制動器。而且，FR2623086總是教導使用由假肢腳操作的液壓泵所耗散的能量恢復能量，假肢腳操作位於關節處的液壓馬達。現有膝上截肢者的假肢的一個主要問題是在擺動階段腳趾碰到地面的風險，所謂的腳趾離地(Toe Clearance)。具體地，在低速步態時，存在股骨最小動力效應，其缺點在於小幅提升假肢腳。在擺動階段，該足部的硬度不輔助股骨和脛骨之間的必要延伸，這會在擺動階段產生腳趾碰到地面的風險。另一個問題是年長病人或在膝上截肢後恢復步態的病人在平地上走動時重排脛骨和股骨。實際上，一旦通過股骨段和脛骨段之間的TDC，由於脛骨段的最小擺動動作，會產生重排股骨段和脛骨段的困難。進一步的問題是現有假肢不可能在步態周期中調整步調。在遇到意外障礙物的情形中會感覺到這樣的需要，需要改變速度以通過它，或需要快速步態。對於現有假肢，另一個問題是難於隨著病人對假肢的熟悉逐步調整步態參數。通常，需要由技術專家改變假肢或實施機械調整。再一個問題在於需要電池馬達或電致動器的假肢的行程，以及電池再充電階段的簡易性。

發明內容
本發明的概括目的是為膝上截肢者提供假肢，其以類似於非殘疾人員的步態能力的方式恢復截肢者的步態能力，改善現有技術並解決上述問題。本發明的特徵還在於提供模擬失去肢體的所有特徵的人造肢體，且具體地，允許檢測周圍環境的數據和肢體相對於周圍空間的相對位置的數據。本發明的另一個特徵是提供人造肢體，其也允許檢測關於肢體狀態的數據，具體地是關於肢體所受壓力-張力的數據，允許分析關於假肢的關節的瞬間硬度狀況。本發明的進一步特徵是提供人造肢體，其相對於現有技術具有更好的邏輯控制， 允許選擇將執行的操作從而確保舒適和安全的步態。本發明的又一特徵是提供人造假肢，其允許在膝關節和/或踝關節的步態過程中提供/耗散/恢復能量，具體地，允許恢復在耗散性步態階段獲得並可用於肢體需要能量的階段的第一類能量(例如機械功)。本發明的進一步特徵是提供人造肢體，其允許膝上截肢者執行自然步態，病人的能量消耗減少，響應於步調的反應，以及適應不同類型的路程，從而最小化假肢的能量要求。本發明的又一個特徵是提供人造肢體以輔助具有非常有限步態能力的病人，即年長的人或具有不穩步態的病人。本發明的另一個特徵是提供人造肢體，其確保動態阻尼，以便在步態過程中實現舒適和穩定性，避免不自然的硬度反應。本發明的又一個特徵是提供人造肢體，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現較大的空隙。本發明的進一步特徵是提供人造肢體，其適於通過應用合適的傳感器確定作為相對地面的矢量力的負載位置。本發明的又一個特徵是提供人造肢體，其允許確定從腳到地面的施力點及其強度。本發明的一個目的也是提供人造肢體，其允許察覺和識別空間中假肢的位置，具體地是足部相對病人身體的位置。本發明的又一個特徵是提供人造肢體，以便改變膝部反應的硬度，且其輔助避免衝擊，從而在路緣出現時恢復踝部位置，從而確保高度安全的步態，而且避免病人必須持續注意周圍環境。本發明的另一個特徵是提供人造肢體，其在步態周期內改變步態的步調。本發明的另一個特徵是提供人造假肢，其利用易於充電和更換的電池增加假肢的行程。這些和其他特徵是以用於膝上截肢者的一個示例性假肢實現的，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動的關節軸彼此樞軸連接的脛骨段，所述脛骨段由踝關節連接到具有腳趾、腳底和腳後跟的足部，其中所述膝部運動包括在使腳趾離開地面和使腳後跟落地之間的所謂擺動階段，和包括使腳後跟落地，使腳底承受負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並阻尼所述脛骨段相對於所述股骨段的相對運動的上鉸鏈和下鉸鏈，因此在站立階段，脛骨段相對於在所 述股骨段和所述脛骨段之間的膝關節被制動，其中液壓阻尼器包括汽缸活塞和鉸接到所述活塞的連杆以及用於調整所述阻尼器的阻尼反作用的微處理器。在本發明的第一特殊方面，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並響應於來自所述阻尼器的力信號操作用於調整所述阻尼器的反作用的裝置。具體地，所述力傳感器被設置在所述連杆上。優選地，所述力傳感器是環測力計， 例如Morehouse環，其被放在在所述連杆中形成的孔中，孔軸與連杆軸正交。可替換地，阻尼器上的所述力傳感器是設置在所述阻尼器的所述下鉸鏈處的測力元件(load cell)。以該方式有可能瞬間驗證阻尼器上的負載的狀態並反饋控制膝部的動態行為。有利地，進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，並響應於所述股骨段上所檢測到的力信號，操作用於調整所述阻尼器的反作用的所述裝置。在有利的示例性實施例中，所述股骨段中的所述力傳感器包括適於測量在股骨的縱向方向上作用於股骨上的作用力的第一力傳感器，和適於測量在正交於股骨的方向上作用於股骨上的作用力的第二力傳感器。以該方式，關於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。在示例性的簡化實施例中，股骨上的所述第二力傳感器僅提供在正交於股骨的方向上作用於股骨的力的信號。而且，位置傳感器可提供在模擬膝部運動的關節軸處，所述位置傳感器測量膝部旋轉。有利地，在擺動的末尾在步驟的開始，即在運動的最大伸展階段，股骨段和脛骨段位於由被集成在阻尼器內的機械接合器(abutment)測量的奇點(singularity)狀況下。以該方式，阻尼器上的力傳感器在奇點的狀況下也測量傳輸到關節的實際負載，且處理該測量的微處理器可在步態過程中區分和控制該步驟。有利地，其所述狀況是關節最大彎曲的狀況，且通常不是步態的一部分，並由特定傳感器檢測和確定，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和確定，以便微處理器可測量施加到人造肢體的負載的全部歷史，且精確地說為測量危及該人造肢體穩固性的可能過載的發生，在該情形中致動合適的發信號和緊急裝置。有利地，阻尼器為液壓型且特徵在於適於在高負載例如衝擊存在時控制油流出的薄片(blade)，確保病人的高舒適性。優選地，所述阻尼器為液壓型並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-補償腔室；-從所述第一補償腔室A到所述第一腔室的第一單向管道；-從所述第一腔室(A)到補償腔室的第二單向管道，沿該管道設置由所述微處理器控制的可調整流量閥；-從所述補償腔室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到補償腔室的單向管道，沿該管道設置由所述微處理器控制的可調整流量閥；-在所述第二腔室和所述第一腔室之間的所述連杆中的單向軸向管道，所述連杆橫穿所述第二腔室並具有在所述第二腔室中的多個徑向開口，以便藉助所述連杆在所述延伸階段中的運動，這樣的開口被逐步堵塞，以便對所述活塞的運動提供較高的阻力。具體地，第五管道被提供在所述補償腔室和所述連杆上的油密封腔室之間，以便所述油密封腔室中的壓力與補償腔室相同，從而避免油密封腔室中壓力高峰。在本發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徵，其信號由所述微處理器處理以便確定病人足部與周圍環境相互作用的模式。在腳墊的可能實施例中，位於腳墊處的傳感器允許確定合成負載矢量的強度、方向和位置分量，藉此微處理器可最有利地調整阻尼器的反作用。在腳墊的另一個實施例中，設置在腳墊的傳感器提供關於合成負載矢量施加點的數據，其中提供的一個或更多力傳感器設置在人造肢體中，其信號以所述腳墊發生的信號計算，允許微處理器確定傳輸的合成負載矢量。有利地，所述人造肢體包括進一步的角度位置傳感器，其位於踝部處並適於控制脛骨和足部之間的相對傾斜。該信息允許響應於相應矢量力結合腳墊提供的力矢量數據確定踝部的位置，因為負載必須通過踝部。在本發明第三特殊方面中，所述膝關節軸包括發電機/馬達，其能夠在步態周期的某些階段提供能量並在其他階段接收能量，所提供的能量存儲單元適於在步態周期的階段中通過由所述微處理器操作的所述馬達收集並再次釋放所述能量。具體地，所提供的力和位置傳感器設置在所述膝關節以便驅動所述能量存儲單元和所述發電機/馬達之間的能量交換，因此，其能夠供應/耗散/恢復能量。更精確地，在微處理器中有程序裝置，其響應於來自根據所述膝關節設置的所述力和位置傳感器的信號操作，且其引起所述馬達/發電機分別在腿部重排階段中作為馬達工作並在支撐階段作為發電機工作。以該方式，因為在大部分步態中膝部耗散由股骨在股骨-脛骨相對運動中提供的能量，如當在地面上行走時，所以通過儘可能地收集被耗散的能量並在需要時隨腿部關節的運動將其釋放回去，存在靈敏的能量恢復。更精確地，當以穩定化的功能著地時，所述微處理器以制動轉矩減小脛骨段的擺動動作。在這些瞬間，由膝蓋耗散的能量被所述能量存儲單元恢復並以可變的延遲在步態周期的某些階段中被供應，具體地，當加速脛骨從而確保與股骨重排時。其他被動階段，例如當機械功被施加到人造肢體時，例如當坐下時，有能量被收集在存儲單元中。然後，在膝關節上使用制動/馬達裝置，有可能在所有步態狀況中確保正確地校正股骨段相對脛骨段的結構，特別是在低速時。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，則所述馬達確保脛骨的正確重排。優選地，為減小假肢的能量消耗，並增加馬達/發電機系統的行程，提供允許實現理想硬度的變螺距彈簧，即用於股骨段和脛骨段之間的小角程的低硬度，和用於大角程的高硬度。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之間連續轉變。可替換地，彈簧的特徵在於具有不同螺距的兩個部分。有利地，在所述脛骨段和所述足部之間的所述踝關節也包括馬達/發電機，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並行設置。以該方式，踝部也適於在腳後跟落地時作為發電機制動脛骨-足部相對轉動，且適於作為馬達提供提升足部必須的動力。有利地，踝部上的馬達/發電機能夠調整足部相對脛骨段的安裝角(incidence)， 允許以非常容易和自然的方式避免腳趾在擺動階段(腳趾離地)碰到地面的風險。由於該特徵，所述假肢對於低步態能力的截肢者是有益的，即年長的人或在步態過程中躊躇的人，因此有助於步態。為了避免在擺動階段中腳趾碰到地面的風險，微處理器使用程序裝置管理由膝部-踝部的馬達/發電機組成的系統，由於信號來自根據所述踝關節設置的所述力和位置傳感器，該程序裝置適於識別步態階段，該程序裝置也適於在擺動階段確定腳趾碰到地面的風險，改變足部相對於脛骨段的安裝角，避免在擺動階段腳趾碰到地面的這類風險。因此，膝部-踝骨系統相對於病人步態的變化是適應的，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單元；因此，當連接到膝蓋的馬達/發電機必須作為馬達工作時，其可使用被收集在能量存儲單元中的能量，該能量是在先前馬達/ 發電機作為發電機工作的階段中由連接到踝部的馬達/發電機產生的。該方案的應用是爬樓梯腳停在臺階上，且重心的前移對踝部做可收集的功，然後該能量被用於膝部以提升病人身體。以該方式，膝部和踝部彼此互相作用並通過所述能量存儲單元交換能量從而實現總能量恢復(總恢復系統)。有利地，關聯到膝關節和踝關節的馬達/發電機裝置和能量收集器是流體裝置。在本發明的第四特殊方面，人造肢體包括適於在同一步態周期中調整步態步調的裝置，所述裝置提供至少具有下列變量的函數時間、脛骨和股骨之間相對旋轉角以及所述角度對時間的一階導數。具體地，適於在同一步態周期中調整步態步調的所述裝置包括閉合曲線。例如在平地上行走由一族響應於平均行走速度具有不同幅度的類似曲線定義。更精確地，適於在同一步態周期中調整步態的步調的所述裝置定義適於描述步態周期的η維空間內的曲線， 所述曲線由脛骨相對於時間的軌跡組成，該軌跡由脛骨-股骨角度及其對時間的導數描述。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的類似曲線族明確地識別在平地上的行走，且參數例如平均速度將族中的曲線彼此區分。提供了測量步態周期內速度變化的裝置和使得脛骨在該步態周期的該階段中遵從相應曲線的裝置。以該方式，有可能快速識別截肢者的需要從而改變步態的速度，然後轉變脛骨使其相對於前面遵從的曲線遵從不同幅度的曲線，而無需等待連續周期的開始。
從行走、坐下和站起停止的典型操作可進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類型一般都可通過特徵曲線族表示在η維空間中。每族曲線的特徵在於一個特徵形狀和表示曲線以與其他曲線區分的參數。在可能的配置中，作為示例而非限制，在所述空間中坐標為5個-時間；-脛骨和股骨之間的相對旋轉角；-所述角度對時間的一階導數；-傳輸到地面的合成負載矢量的代數值；-所述合成矢量相對於所述關節旋轉軸的力矩的代數值。有可能提出進一步的參數，例如角度的二階導數，以便以更完整和一般的方式表示不同的可能步態條件。在優選的簡化配置中，空間坐標為三個脛骨-股骨旋轉角度、脛骨-股骨旋轉角度對時間的一階導數、作用於阻尼器的力。進一步提供的傳感器裝置適於相對於時間連續測量或以離散時間間隔測量表示所述空間坐標的參數。具體地，提供適於相對於時間存儲所述曲線的特徵數據和由傳感器確定的數據的存儲器單元，例如RAM、ROM、EPROM等。而且，提供微處理器，其適於分析由傳感器確定的數據，將其與記錄在所述存儲器單元中的數據比較，以便在所記錄的數據中確定曲線族和最適於表示實際步態的曲線，即所謂的理想曲線。所述微處理器調整阻尼器的反作用以便最小化η維空間中坐標由傳感器在實際瞬間測量值定義的實際點和理想曲線的相應點之間的偏差(例如距離偏差)以及關節(膝部或踝部)的角度和角度導數下的力偏差。有利地，所述微處理器根據偏差、使用的理想曲線和曲線族確定，繼續該實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，所述控制架構適於響應於病人的心理生理條件的變化最優化步態，因此病人在剛截肢後步態猶豫性高時和當截肢者獲得更多信心時總能最好地行走。進一步的優點是康復時間減少，因為病人由發揮適於矯正和改善步態的電子康復裝置作用的裝置持續性輔助。可能的示例性實施例提供對關節處股骨力矩的測量，且在該情形中，不限制本發明的範圍，所述空間坐標如下-時間；-脛骨和股骨之間的相對旋轉角度；-所述角度對時間的一階導數；-作用於阻尼器的縱向力；-股骨傳遞到關節的力矩。後面的參數允許間接檢測病人的意願，因為病人的意願由殘肢作用於關節的力矩證明。不限制本發明的範疇，平地上加速步態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類似情形發生。採集這些與病人需求關聯的參數值的控制系統能夠調整人造肢體的行為，從而確保非常快地響應以便立即遵從病人的意願。所述控制系統特別適於需要高推動力 (dynamism)的病人。一般地，其至少部分恢復所失去的肢體的本體感受，因為在病人的意願例如殘肢對假肢的壓力、動作和直覺之間建立直接關係。可替換地，用於定義步態狀況的所述裝置是矩陣類型的。在本發明的第五特殊方面，提供減速齒輪，其具有連接到電子馬達的快轉軸 (shaft)和連接到膝蓋關節的慢轉軸(shaft)，馬達由電流供應，電流強度由微處理器調整從而在關節軸(axis)處獲得類似於通過液壓阻尼器獲得的轉矩。有利地，提供第二齒輪電動機，其連接到由微處理器控制的踝關節，以便獲得類似於液壓阻尼器的轉矩。有利地，位於所述膝關節的所述減速齒輪具有彼此正交的連接到電動馬達的快轉軸和連接到關節的慢轉軸，從而實現類似於解剖尺寸(anatomic sizes)的儘可能減少的阻礙。有利地，人造肢體提供第二齒輪馬達，其具有正交軸並在踝關節處連接到慢轉軸。優選，所述齒輪馬達，特別是蝸杆傳動馬達，在所述快轉軸和所述慢轉軸之間的齒輪比大於或等於5，在所述快轉軸上安裝有第一位置傳感器以確定所述快轉軸的瞬間位置； 在所述慢轉軸上安裝第二位置傳感器，所述馬達帶動所述快轉軸以便保持與所述慢轉軸的預定配合，並允許運動可逆。有利地，在位於所述膝關節處的所述減速齒輪和所述關節之間設置有自由飛輪， 該自由飛輪適於在擺動階段從減速齒輪釋放脛骨，即由腿的慣性引起，反之，當馬達/制動必須作用於脛骨時，自由飛輪相對彼此約束這兩種運動。作為對所述自由飛輪的替換，在所述減速齒輪的所述軸上應用兩個角度傳感器， 其適於測量所述轉軸的角度位置。因為所述減速齒輪的特徵在於後退運動的效率低於向前運動的效率，所述微處理器處理由所述傳感器產生的數據，並操作馬達從而保持齒輪的齒之間的接觸與後退轉矩的傳動側相反，從而限制腿動能在減速齒輪中的耗散；這是由於運動鏈中不可避免的後衝，在該情形中，該後衝具有積極作用，其允許微處理器操作馬達，以便不制動或最可能小地制動腿慣性能量。在可替換示例性實施例中，提供了一個或更多力矩傳感器，代替角度傳感器；在該情形中，微處理器操作馬達以控制必須耗散在齒輪馬達和/或必須存儲在收集器中的功率量。在本發明的第六特殊方面，設置在人造肢體中的電子裝置，在僅有膝關節的情形和在膝關節與踝關節結合的情形中，都由可再充電電池供電，例如鋰離子電池，當更換電池時，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。特殊裝置例如聲學警報在人造肢體上的電池將要耗盡時給病人發車信號，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目當然可多於兩個，而且這對於喜歡遠足的或即使偶爾住在不易於充電的地方的病人，或避免長時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埠，在僅有膝關節的情形或在有膝關節和踝關節的情形中，人造肢體可利用該USB連接到計算機以便給給設置在所述人造肢體內的電子裝置供電的電池充電，更新固件，以及為了延後的分析將人造肢體記錄的數據轉移到計算機。有利地，安裝在計算機上或在網絡中可用的特殊軟體分析存儲在人造肢體存儲器中的數據並再次編程固件以便響應於病人的意願改善人造肢體的行為。有利地，結合或替換前面的特徵地，在僅膝關節的情形中或在膝關節與踝關節結合的情形中，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/次級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容易地給電池再充
H1^ O有利地，轉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本發明示例性實施例的示例而非限制性的描述可以更清楚地理解本發明，在附圖中圖1示出現有技術的膝上假肢的示意運動圖；圖2和3示出優選的示例性實施例中膝上假肢的橫截面示圖，其以兩種功能步態構造應用於病人的殘肢，沒有示出踝部機構；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， 並詳細示出連接假肢和病人股骨區、膝關節以及控制和約束其運動的阻尼器的上鉸鏈；圖5示出以與圖4中軸平面正交的軸平面截出的膝上關節橫截面，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本發明的阻尼器操作的兩個液壓圖，不同之處在於主部件，該阻尼器操作適於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作用並操作；圖8示出集成到各個伺服馬達(沒有剖開)的阻尼器的閥單元的橫截面示圖；圖9示出在流體流動通過各通道的區域中根據圖8中的箭頭IX-IX的閥單元的截面示圖；圖10示出連杆-活塞裝置的可能示例性實施例的透視圖，其示出安裝在連杆中的環狀力傳感器；圖11示出與連杆分開的圖10中活塞元件的透視圖；圖12示出類似於圖11中的具體的「四面」連杆-活塞，處於其操作中的一個步驟中，具體地，當油流出時通過在內部形成的通道從一個表面到另一個表面；圖13示出可幾何調整的制動裝置的橫截面示圖；圖14示出圖13中裝置的放大示圖；圖15示出圖1的示意運動圖，其示出適於接收並分析周圍環境數據的傳感器的位置；圖16示出膝上假肢的示意運動圖，其由股骨/脛骨和脛骨/足部之間的能量恢復元件和用於接收周圍環境數據的裝置組成；圖17，17A和17B以相對示圖分別示出所謂的腳趾離地，分別為在擺動階段中有腳趾碰地面的風險的情形(I)，和在擺動階段地面腳趾與腳趾沒有衝突的情形(II)；圖18以圖18A和18B中的相對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，其確保動態阻尼，以便在步態過程中實現舒適和穩定；圖19示意示出相對周圍環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力元件和壓力傳感器控制的流體衝擊吸收器和電動馬達的系統；圖22示出可能的示例性實施例中的液壓系統，其具有彈簧機械收集器；圖23示出本體感受腿中足部上的位置傳感器的結構，而圖23A和2 示出其響應於股骨/脛骨和脛骨/足部之間相對角度的曲線圖；圖M示出感官化的腳底，其用於檢測力相對地面的方向；圖25示出圖M中感官化的腳底，其應用於膝上假肢的足部；圖沈示出用於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，其中膝關節軸設置在靠前位置上並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點；圖觀示出膝上假肢的示意圖，其中當假肢與地面正交時關節軸設置在靠前位置上；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，以及相對地面的矢量力的方向；圖30示出具有自由飛輪的馬達/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，齒輪馬達固定到該自由飛輪上，其用作安裝在膝關節軸的制動/馬達；圖32示出簡化構造操作中的蝸杆傳動型齒輪馬達；圖33示出具有變螺距彈簧的馬達，其允許在不同構造中實現最優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-股骨旋轉角度，該角度對時間的一階導數和作用於阻尼器的力的曲線；圖35A另外示出三維曲線，其中每個曲線都表示與參考模型不同的步態；圖35B示出根據微處理器操作和控制步態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單元，其以可釋放方式應用於脛骨段；圖37示出圖36中的能量存儲單元，其具有單獨的保護元件；圖38示出比內部電池尺寸大且病人可攜帶以用於給內部電池充電的外部電池；圖39示出能量存儲單元，其封閉在單獨外殼內並具有互連元件；
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。
具體實施例方式參考圖1，其示出現有技術中膝上截肢者的假肢P的示意運動圖，該假肢P用於可能病人的股骨連接件100，並包括-屬於假肢P的上鉸鏈或股骨段1，其實現與病人股骨連接件100的連接；-關節軸2，其連接股骨段1和脛骨段3並模擬正常膝部的運動；-踝部3a，其連接脛骨段3和假肢足部400；-阻尼器5，其位於股骨段1和脛骨段3之間，其阻尼上述段之間的相對運動並允許膝上假肢P再現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可繞關節軸2轉動彼此連接，關節軸2模擬膝部運動。而且，脛骨段3由踝部3a關節連接到足部400，足部400包括腳趾400a、腳底400b和腳後跟400c。眾所周知，膝部運動可分成在使腳趾400a離開地面和使腳後跟400c落地之間的所謂擺動階段，和包括使腳後跟400c落地，使腳底400b承受負載和使腳趾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並阻尼股骨段1和脛骨段3之間的相對運動，因此，特別在站立階段，而且在擺動階段，脛骨段3相對於連接鉸鏈2和股骨段1被制動。參考圖2和3，其示出根據本發明的膝上假肢P，其應用於截肢者的股骨連接件 100 ；便利地，在圖2和3中，踝部沒有詳細示出並由人造腳套(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；-關節軸2，其具有模擬膝部運動的功能；-脛骨-小腿肚肌肉單元或脛骨段3，其具有容納構成假肢P的許多元件在其內的功能，如液壓、電氣、和電子元件，並轉動連接到股骨段1 ；-阻尼器5，其模擬小腿肚肌肉的某些功能並確保假肢P制動並允許步態通常的依次擺動和站立階段；-下鉸鏈11，其與相對踝骨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和連杆9在此處運行，並且阻尼器5適於響應於加載到假肢的力實施阻尼反作用。在本示例性實施例中，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和連杆9的交替運動允許股骨段1和脛骨段3之間的相對運動，允許假肢P有兩個主要運動，圖2中可見的第一伸展運動14，和圖3中可見的第二壓縮運動15。特別地，根據優選示例性實施例，脛骨段3可繞關節軸2轉動約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，關節軸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6，和集成到阻尼器5的由相對微處理器(未示出)操作並控制的兩個閥組20a和20b，以及伺服馬達(未示出，且圖7中示為20)。在圖4中，箭頭7a指示伺服馬達安裝在兩個閥組20a和20b上。後者由位於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閉運動(圖中未示出)，其引起伸展運動14和壓縮運動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。根據該優選示例性實施例，連接件Ic具有稜柱形。在圖4中可以看到，根據本發明示例性實施例，沒有詳細示出的齒輪馬達4是膝關節2的致動元件，其通過抗轉動(anti-rotation)裝置(該圖中不可見)連接到股骨段1。並行地，假肢包括被動元件，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4提供轉矩，在步態周期的某些階段，適於根據用戶需要調整假肢的操作。例如，在慢步態過程中，當股骨的慣性不足以使脛骨段和股骨段對準時，齒輪馬達4被操作。參考圖5，根據本發明示出膝關節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的齒輪馬達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)製成的襯套4b 上旋轉，該襯套設置在支架4c內，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4的軸4d集成至脛骨段3，同時允許齒輪馬達4的主體集成到股骨段1。具體地，齒輪馬達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)執行的。通過該方式，相對於股骨段1，齒輪馬達 4對軸4d產生運動引起脛骨段3旋轉。另外，在圖5中，示出了兩個鉸鏈5a，其轉動連接阻尼器5到脛骨段3，且允許阻尼器響應於股骨段1和脛骨段3之間的相對運動調整其角度位置。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的運動部件的活塞10和連杆9在汽缸5c內滑動。具體地，連杆 9和各活塞10將汽缸5c分成兩個含液壓油的腔室，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，因為進/出汽缸5c的連杆9的體積必須得到補償，所以提供外部補償腔室16，其部分填充有油 13和受壓空氣18。在不同的示例性實施例中，未示出，作為對空氣18的替換，可提供具有預定彈性常數的彈簧。圖6中阻尼器5的示意液壓圖還包括-從腔室B延伸到補償腔室16的通道E_l，其間設置了無預負載的止回閥VN_1和調整閥遙控19_E ；-從補償腔室16延伸到腔室A的通道E_2，其間設置了無預負載的止回閥VN_2；-從腔室A延伸到補償腔室16的通道C_l，其間設置了無預負載的止回閥調整閥遙控19_C ；-從補償腔室16延伸到腔室B的通道C_2，其間設置了止回閥VN_4；-通道14』，其連接油密封腔室9a的腔室9b到腔室16並被用於避免油密封腔室 9a中的壓力高峰，其也可在填充阻尼器5的階段中被用作補償腔室和空氣排空腔室。此外，活塞上可考慮兩個進一步的通道，具體地，用作具有預負載彈簧和本徵阻尼
18特徵的止回閥的通道IOA和通道10B。具體地，這些通道使接觸腔室A和腔室B直接接觸並用作壓力高峰的可能的安全系統。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和連杆9的運動，以便腔室A的體積減小同時各腔室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關閉。通過活塞10的壓縮推動，油流動然後通過通道C_1並打開閥VN_3。然後，在閥VN_3的出口處，油遇到以適當的進口壓力而被調節的閥19_C的阻力。一旦通過閥19_C的阻力，油然後就進入補償腔室16。具體地，由連杆9在進口處引起的油量保持在補償腔室16中，同時由上部腔室B汲取的油進入通道C_2並打開閥VN_4。伸展階段14轉而包括-活塞10和連杆9的運動，以便腔室A的體積增加同時腔室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關閉。油流動然後通過通道E_l，因此打開閥 VN_1並遇到閥19_E的阻力，該阻力也是根據給定的輸出壓力調整的。油進入補償腔室16 且離開的油經止回閥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用作密封元件上的低壓系統。然後，對於伸展階段，制動反作用是「純洩露」型的，洩露面積可響應於位置而變化，制動反作用是在膝彎曲衝程的最後7° -10°之間被致動的。而肢體的壓縮基本以多個相反階段被執行。在圖6A的替換示例性實施例中，在「幾何」型伸展階段中有制動反作用的調整。更精確地，在伸展階段，提供洩露連杆9』代替通道10A，其中形成的孔9」的尺寸彼此不同，並允許油逐步通過。在該情形中，實際上在伸展階段，油返回通道C_2被止回閥VN_4關閉且不允許油通過。以該方式，由於設置在該通道上的止回閥VN_5，油通過連杆9』上存在的通道從腔室B流入腔室A。具體地，油從連杆9』上橫向孔9」流入連杆9』中形成的通道並打開閥VN_5。相反，在壓縮階段，連杆上的止回閥被阻塞。還應該注意，油流量由連杆9』上的橫向孔9」調整。當它們在連杆9』的滑動襯套內時，其對油流量不起作用，且因此油通道的橫截面減小，使得制動反作用在該方式中變得更強，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，其外部有兩個連接到各自的伺服馬達20的閥組20a和20b。具體地，伺服馬達20傳輸被各微處理器控制單元(未示出)為各閥單元 20a到20b而調節的轉矩，其操作並調整各內閥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源自特定步態條件的需要，同時或分開調整圖2和圖3中的伸展階段14和壓縮階段15而獲得的。每個伺服馬達20是獨立安裝在各自的閥單元20a或20b上的，以便獨立控制伸展階段14和壓縮階段15。圖8還以放大圖示出兩個伺服馬達20中的一個，描繪了與相關閥單元20a(或未示出的20b)的機械和液壓連接。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，其操作和調整閥對，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通過旋轉打開和阻塞開口 19 (參看圖9)；
-套管接頭23，其用於在伺服馬達20的軸21和栓塞24b之間傳遞轉矩。具體地， 栓塞24b傳遞其旋轉運動到閥主體24，以便調整開口 19的打開和閉合運動；-軸承22a，套管23轉動在其中轉動，且安裝環元件23a適於支撐它；-用於油流入閥主體M的密封元件23b，和用於閥Ma的端部止擋件25。具體地，微處理器單元由纜線(未示出)連接到霍爾效應角度傳感器7和伺服馬達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允許油流動並被接連設置並具有可變尺寸。以該方式，圍繞其中形成有開口 19的閥主體對相對旋轉的閥Ma，根據假肢要求的阻尼強度，調整上述開口 19部分或全部打開從而允許油流動。參考圖10，透視圖示出連杆9和各自的活塞10，活塞10是阻尼器5的致動部分並將汽缸5c分成兩個腔室A和B (圖6中示出)。具體地，可在連杆9上形成孔8a，其軸垂直於連杆9的軸，在其中插入測力計8，所謂的「Morehouse環」。顯然，連杆上可應用其他類型的力傳感器。在連杆9的上端形成襯套9c從而連接其對偶部件(antithetic part)(圖中不可見)，該對偶部件表示股骨段1的鉸鏈恥(圖4中可見)。可替換地或額外地，在未示出的方式中，如本發明提供，力傳感器可提供在阻尼器的其它點上，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，例如使用應變儀或測力傳感器或環形傳感器。圖11示出圖10中活塞10的透視圖和細節，其是阻尼器5的一部分。具體地，活塞10包括「面」 10a, 10b, IOc和10d，並被設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並根據汽缸5c中的連杆的速度打開開口。圖12以放大示圖示出活塞10和相關連杆9，根據優選示例性實施例其包括第一薄層30a與直徑和厚度小於第一薄層30a的第二薄層30b。具體地，第一薄層30a位於活塞 10的面IOa (圖11中可見)處，然而第二薄層30b位於第一薄層30a處。特別地，薄片30a 和30b位於活塞10處，以便各對稱軸與連杆的軸9 一致。詳細地，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的運動表示汽缸5c中的壓縮階段15。在壓縮運動15中，油經通道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，從而允許油從一個腔室洩露到另一個腔室。特別地，薄片30a和30b響應於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示出以幾何控制執行膝部假肢P的制動反作用的橫截面示圖，如圖6A 的液壓迴路示意示出。具體地，在該裝置中，油流被連杆9』中形成的橫向孔9」調整。以該方式，當這些在連杆9』的滑套(slidingbush)內時，油流停止，因此油路橫截面被堵住且因此制動反作用增加。在本發明示例性實施例中，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施例中的部件，還包括如下部件
-傳感器單元31，其用於接收關於周圍環境的數據，並具體地，以允許採集關於股骨的相對位置信息，或關於力的數據；-微處理器32，其用於處理數據並定義操作的控制和選擇的最佳邏輯以執行從而確保舒適和安全步態。-能量收集器33，其以合適方式作用從而確保存儲通過在步態過程中恢復能量而獲得的第一種(未起作用的(noble))能量，並在裝置要求能量的步驟中使用該能量；-約束件，其具有可調整的硬度，包括能夠在步態中提供/耗散/恢復能量的裝置， 該裝置被提供在膝關節處，表示為34，或被提供在踝關節處，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(總恢復系統)，其包括-在股骨段100和脛骨段3之間的恢復裝置34；-在脛骨段3和足部400之間的恢復裝置35；-能量收集器33;-踝部3a的數據採集傳感器36；-關節軸2中的數據採集傳感器31。具體地，TRS的運行允許關節軸2和踝部3a彼此作用從而交換數據眾所周知，在大部分步態中都是在平地上行走，該期間關節軸2工作耗散提供的能量，因為由股骨100(股骨和脛骨之間的相對運動)供應的能量提升並發動脛骨3。關節軸2操作以減小脛骨3的擺動作用並在支撐階段以穩定化的動量提供安全性。在這些階段中，可使用單元中的適當存儲裝置恢復通常在關節軸2處耗散的能量，該單元具有能量收集器33的作用。能量可被同一關節軸2部分利用，例如在步態周期的某些階段中供應能量，且具體地，當加速脛骨3 時，以確保與股骨段1的重排，且能量部分被踝部3a利用，或用於其他目的。在步態期間，踝部3a既作為耗散元件也作為致動元件工作。具體地，在從腳後跟 400c著地開始的步態第一階段中，踝部3a並行用作彈簧和阻尼器的系統，其中能量耗散發生在足部400相對脛骨3的相對運動中。然後，當腳後跟400c不再被壓縮時，足部400用作提供能量以便提升肢體的致動元件。在耗散階段，過剩能量可收集在位於關節軸2的收集器33中。類似於在關節軸2處發生的，踝部3a在其活動階段利用提供在踝部內的與彈簧並行的另一個致動元件使用來自收集器33的能量。能量存儲單元33可以例如被設置在脛骨上，如圖15所示。可替換地，存儲單元被集成在安裝在膝部鉸鏈上的馬達34中。與裝置33集成的裝置34允許作用於踝部3a和關節軸2的行為，使得集成的裝置 34和33的行為適於分階段；關節軸2和踝部3a的位置數據由傳感器36和傳感器31連續監視，這兩個傳感器還管理它們的力數據交換。圖17示出膝部和踝部上的馬達/發電機如何形成膝部-踝部系統TC (腳趾離地)， 其包括-裝置41，其調整和控制集成在圖16中馬達/發電機34內的關節軸2；-裝置42，其調整和控制集成在圖16中馬達/發電機35內的踝部3a；-微處理器32，其用作決策單元；-地面/腿相互作用的兩個傳感器44和45，其定義步態的狀態。
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，通常最小股骨100的最小動力效應決定假肢足部400的小提升，由於足部400的硬度，該小提升不超過擺動階段中股骨段1和脛骨3之間的TDC(上止點)就結束，但在擺動階段可產生腳趾碰到地面I的風險(圖17A)。在年長病人或截肢後恢復階段的病人在平地上的步態中，重排脛骨3和股骨段1 容易出現問題。在第一種情況下，腳趾離地情形發生，即，在步態中腳趾400a和地面之間缺少間隙(圖17A I)。在該階段，股骨100提供的最小動力效應引起脛骨3不恰當的提升動作，該脛骨3相對股骨段1具有相對角度，具有足部400的腳趾碰到地面的非常低的風險。 在後一種情況下，一旦通過股骨段1和脛骨3之間的TDC，在脛骨3的最小擺動作用情形中有效重排就會成問題。為了解決第一問題，即擺動階段的腳趾離地，膝部-踝部系統TC根據由傳感器確定的數據識別出當前配置並將這些數據與相應理想配置的值比較。以該方式， 改變足部400相對脛骨3的角度β，在擺動階段，腳趾碰到地面的風險可被避免(圖17Α II中可見)。類似地，供應能量給關節軸2，對於低步態速度，可保證股骨段1和脛骨3的重排。因此，膝部-踝部系統TC的特徵在於存在控制進出系統關節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、舒適度和節能最優化的步態條件。圖18示意示出示例性實施例，其類似於圖4至圖到14所示的實施例，即安裝有液壓阻尼器46的膝上部假肢P上通過具有兩個並行閥的液壓汽缸46a安裝有包括兩個界面連接腔室46b、46c的液壓阻尼器46包括通過帶兩個平行閥的液壓汽缸46a接口的兩個接口腔室46b，46c，這兩個閥為洩露閥46e和薄層閥46d，其特徵在於為利用具有2或4個面的活塞(圖11中可見)的可能性。兩個閥46e和46d的結合如同響應於活塞46a的速度具有可變面積的等效閥。該解決方案決定了對以力而非位置進行的等效控制的逐步制動行為。該結果恰是逐步動態行為，其排除脈衝負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純洩露系統，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衝負載給病人，且因此確保步態中更高的舒適性。應該注意，上面的膝部假肢P可被控制作用於薄層閥46d或作用於旁路的相對面積，因此確保圖18B中的制動曲線 IV、V、VI、VII的變化(traslation)，通過在高步態速度時阻尼和停止重排階段或提升腳後跟，為支撐階段獲取高等效硬度，並可為步態的其他動態階段可調整。圖19示意表示關於膝上假肢P的本發明的可能實施例，其包括允許檢測關於假肢 P內部變形的數據的傳感器48、假肢足底400上的傳感器49、位置傳感器50和用於採集關於周圍環境數據51的位置傳感器。具體地，這樣的假肢允許膝上截肢者執行自然步態，開發用於調整和控制步態的系統，由於感受器的活動類似於肌肉和肌腱的活動以及觀察和空間相對位置，該系統部分模擬本體感受功能。如果以該方式受到控制，則假肢P可以適於確保使用適用於實際步態的控制邏輯的方式對周圍環境具有預測力，在此方式中肢體尋求安全和舒適的響應。參考圖20，關於膝上假肢P的本發明可能實施例被示意性地示出，其包括低噪聲馬達/發電機。具體地，根據優選的示例性實施例，該馬達/發電機52是超聲波脈衝馬達或線性磁力馬達，如在某些汽車應用中使用的馬達。此外，該裝置的特徵在於給予馬達52發電機功能和電子阻尼器功能。圖21示意地示出關於膝上假肢P的本發明的可能實施例，其包括液壓阻尼器55 和56，電動馬達57和58，分別應用於股骨段1與脛骨3之間和脛骨3與足部400之間。具體地，電動馬達57和58分別具有位置傳感器59，例如編碼器，並根據需要在步態過程中提供轉矩。此外，在圖21中，示出負載傳感器60和能量恢復裝置61，兩個液壓阻尼器55和56 連接至該能量恢復裝置61。在耗散步驟中，具體地，在關節軸2的運動中，能量剩餘可被收集在裝置61中。類似於關節軸2，踝部3a可經回收裝置61吸收能量以便執行致動步驟。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之間具有預負載彈簧67，其在相對阻尼中並行作用於液壓單元62。然後在圖22中還示出應用於關節軸2和踝部3a的位置傳感器63，其與位於腳底400的測力元件68連接。這些傳感器由管理關於兩個系統的力的交換並與確定步態狀態相關的軟體連續監視。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彼此連接測量足部相對地面的位置並改變距地面的可能高度。圖23A詳細示出在步態周期的相應階段中，與圖23B中距地面的距離At相比，角度β (在圖23Α中相應於圖16中可見的角度)的變化過程。參考圖Μ，在本發明第二特殊方面，所示假肢具有這樣的特徵，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，其信號由微處理器處理以便確定病人足部400與周圍環境的交互作用模式。在腳底的可能實施例中，由閉合曲線201表示的位於腳底200的傳感器，允許確定合成負載在強度、方向、和位置方面的矢量，因而微處理器可最有利地調整阻尼器的反作用。在腳底200的另一個實施例中，位於腳底的傳感器201提供關於合成負載矢量應用點的數據，其中提供的一個或更多個力傳感器位於人造肢體中，其信號與由所述腳底產生的信號一起被處理，允許微處理器確定傳輸的合成負載矢量。此外，人造肢體進一步包括角度位置傳感器，其位於踝部3a(未示出)並適於控制脛骨3和足部400之間的相對傾斜。該信息允許響應於相應的矢量力，結合由腳底提供的關於力矢量的數據確定踝部位置，因為負載必須傳遞通過踝部。圖25示出應用於膝上假肢P的足部400的感官化的腳底200。具體地，腳底採集關於在足部400和其停留的地面之間的接觸中形成的力的位置的數據。以該方式，有可能確保對假肢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用點，該力與由軸向力傳感器確定的力的強度並行合成。圖沈示出膝上假肢P，其中關節軸2在向前位置。該構造允許足部400的位置進一步提升，且其特徵在於安全，這是由於阻擋的阻尼器5給出的制動反作用。在圖27中可見的擺動情況下，IRC的被描述的位置恢復相對於地面的間距，如圖 27A中的曲線表示的，其中峰值101對應於在股骨段1和脛骨段3之間形成的最大角度(圖 19中可見)。具體地，由於腳趾離地階段大致對應於股骨段1和脛骨3之間的最大相對角度，關節軸2』的預期位置確保相對地面的一定毫米的間隙。特別地，在股骨相對垂直方向成20°角時，有可能關節軸2』前向運動每毫米，就相對於地面離開0.35毫米的間隙。1釐米的前向運動大約相當於距地面3. 5毫米的間隙恢復，2釐米相當於距地面7毫米。根據本發明的示例性實施例，圖觀示意性地表示假肢P1，其中股骨100的軸與地面正交。圖觀示出關節軸2』的位置和假肢Pl中阻尼器5的不同結構。具體地，由於關節軸2』的位置而導致的假肢Pl的不穩定被阻尼器5在步態階段中提供的安全性補償。參考圖四，其示出膝上假肢P，尤其是根據本發明第一方面的膝上假肢P。該假肢具有位於阻尼器5的力傳感器Si，微處理器接收力傳感器Sl發出的力信號，並響應於在股骨段1上所檢測到的力信號操作用於調整阻尼器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被布置在連杆上。可替換地，阻尼器上的力傳感器是設置在阻尼器5的下鉸鏈fe上的測力元件。以該方式，瞬時驗證阻尼器上的負載的狀態和對膝部動態行為的反饋控制是有可能的。根據有利的示例性實施例，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，並響應於在股骨段1上所檢測到的力信號操作用於調整阻尼器5的反作用的裝置。在有利實施例中，股骨段1上的力傳感器S2包括第一力傳感器，其適於測量在股骨縱向上對股骨100的作用力，還包括第二力傳感器，其適於測量在股骨正交方向上對股骨的作用力。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。在示例性簡化實施例中，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。而且，位置傳感器可被提供在模擬膝部運動的股骨軸2處，因此該位置傳感器測量膝部的旋轉。在特殊實施例中，操作提供如下，即在擺動的末尾在階段的開始，為運動的最大伸展階段，股骨段1和脛骨段3位於由被集成在阻尼器內的機械接合器測量的奇點 (singularity)狀況下。以該方式，阻尼器5上的力傳感器Sl在奇點的狀況下也測量傳輸到關節的實際負載，且處理該測量的微處理器可在步態過程中區分和控制該階段。在本發明的第五特殊方面，圖30示出在任何情形中都允許病人擺動作用或擺動的膝關節上的馬達。在第一可能實施例中，這是通過安裝在馬達91上的減速齒輪92獲得的，該減速齒輪具有連接到電動馬達91的快轉軸(未示出)和連接到膝關節的慢轉軸93。 供應電流給馬達91，且電流強度可由微處理器(未示出)調節從而在關節軸獲得類似於可由液壓阻尼器獲得的轉矩。編碼器90傳遞馬達的rpm(轉速)給微處理器。具有後衝力測量系統的輸出轉軸95被安裝到慢轉軸93上。具體地，馬達91的角度位置由編碼器90連續確定。慢轉軸95的角度位置由第二編碼器或由具有磁體的霍爾效應傳感器94連續確定。以該方式，有可能驅動伺服馬達以便收集以所需轉速旋轉的運動鏈的後衝力，例如與傳輸的力矩一致或相異且根據齒輪馬達的向前或向後運動；以該方式，有可能最小化向後運動中所耗散的能量量，其特徵在於效率比向前運動低，然後最大化對動能和收集器中能量恢復的利用。類似地，以沒有示出的方式但類似於膝部的齒輪馬達的方式，可所提供連接到踝關節由微處理器控制的的馬達可連接到由微處理器控制的踝關節以便獲得類似於液壓阻尼器的轉矩。以沒有示出的方式，位於膝關節的減速齒輪具有連接到電動馬達的快轉軸和連接到關節的慢轉軸，這兩個轉軸彼此正交，從而以類似於解剖學的尺寸(anatomic sizes)水平儘可能實現減小的妨礙。以類似地方式，人造肢體提供第二齒輪馬達，其具有正交軸並在踝關節連接到慢轉軸。可替換地，位於膝關節和踝關節的自由飛輪設置在膝關節和踝關節(圖31，31A)， 並適於在擺動階段將減速齒輪從脛骨釋放，即由腿的慣性引起，反之，當馬達/制動必須作用於脛骨時，自由飛輪約束相對彼此的兩種運動。沒有示出的進一步的示例性實施例中，在自由飛輪上，在減速齒輪的轉軸上，兩個角度傳感器用於測量轉軸的角度位置。等效於上文前面結構的示例性替換結構在傳感器角度提供一個或更多個力矩傳感器。圖32示出蝸杆傳動型齒輪馬達110。具體地，輪子105在快轉軸107和慢轉軸108 之間的齒輪齒數比大於或等於5。具體地，在快轉軸107上，第一位置傳感器(未示出)用於確定快轉軸107的瞬時位置；在慢轉軸108上，安裝了第二位置傳感器(未示出)。以該方式，馬達109驅動快轉軸107以便保持與慢轉軸108的預定配合併允許運動的可逆性。圖33示出膝關節2上的制動/馬達裝置96的另一個示例性實施例。目的是在所有步態條件下確保股骨段100相對脛骨段3的正確位置，特別是在低速時。具體地，如果病人，特別是新截肢者或年長人員，在步態過程中存在猶豫，則馬達 96幹預確保脛骨3正確的重排。根據該解決方案的操作，為了減小假肢P的能量消耗，並增加馬達/發電機系統96 的行程，提供了變螺距彈簧97，其允許實現理想的硬度，即用對於股骨段100和脛骨段3之間小角程的低硬度，和用於大角程的高硬度。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,以便實現硬度在第一值K1和第二值K2之間連續轉變。根據本發明第四特殊方面，圖34示出曲線圖，其模擬人造肢體的運動，以便在同一步態周期中調整步態的步調。具體地，圖34示出在平地上行走的情形，其由響應於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相對時間的軌跡，由脛骨-股骨角及其對時間的導數描述。更精確地，對於被測量的速度，至少對於第一象限部分，描述步態的理想的曲線包括兩個副曲線，對應相應於站立階段的較小的內曲線X』，和總是部分對相應於站立階段的較大的外曲線X」，至少對於第一象限部分。兩條曲線都通過原點。曲線隨步態速度改變形狀，其隨著步態速度增加而描述較寬的軌跡，分別由相應的曲線XI，，XI」描繪。具體地，對於曲線x，，x」和XI，，XI」，步態的相對速度分別是2和4km/h。然後，由於每條曲線都定義對於所測速度的理想步態周期，且曲線隨步態速度改變其形狀，且每條曲線具有相應參數，一旦檢測到步態周期內的速度變化，就有可能使脛骨 3遵從步態周期內該階段的相應曲線，但是是對於新速度的。以該方式，通過快速識別截肢者的需要從而改變步態速度，相對先前遵從的曲線，有可能可以使假肢相對於先前遵從的曲線遵從不同幅度的曲線。行走後的停下、坐下和站立的典型操作可進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動條件一般都可通過特徵曲線族表示在η維空間中。有可能增加定義曲線的參數，並且可以在空間的可能配置中增加定義曲線的參數，示例性的而非限制性的，坐標有五個-時間；-脛骨和股骨之間的相對旋轉角；-所述角度對時間的一階導數；-傳輸到地面的合成負載矢量的代數值；-相對於關節旋轉軸的合成力矩的代數值。有可能可以提出進一步的參數，如角度的二階導數，以便以更完整和一般的方式表示不同的可能步態條件；或有可能可以減少坐標數目從而獲得簡化的但更概略粗糙的表
7J\ ο此外，被提供的進一步提供的傳感器裝置適於關於時間連續或以離散的時間間隔測量，或在離散時間間隔測量，表示所述空間坐標的參數。具體地，提供至少一個適於關於時間存儲所述曲線x』，x」和XI』，XI」的特徵數據和由傳感器確定的數據的至少一個存儲器單元，如RAM、ROM、EPROM等，該存儲所述曲線V，X」和XI，，XI」的特徵數據且適於儲存由傳感器確定的數據。而且，所提供的微處理器適於分析由傳感器確定的數據，將其與記錄在存儲器單元中的數據比較，以便從記錄數據中確定最適於表示實際步態的曲線，被稱為理想曲線。以該方式，微處理器調整阻尼器的反作用以便最小化在η維空間中實際點和理想曲線的相應點之間可定義為距離的偏差，實際點的坐標是由傳感器測量的。而且，微處理器根據該偏差、所用的理想曲線和曲線族，確定繼續實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，該控制架構能夠響應於病人心理生理狀況的變化最優化步態，因此，病人在剛截肢後步態猶豫性高時，和當截肢者獲得更多信心時，總是能最好地行走。進一步的優點是康復時間減少了，因為病人由發揮適於矯正和改善步態的電子康復裝置作用的裝置持續性輔助。另一個可能的示例性實施例提供關節處股骨力矩的測量，且在該情形中，不限制本發明的範圍，空間坐標如下-時間；-脛骨和股骨之間的相對旋轉角度；-所述角度對時間的一階導數；-作用於阻尼器的縱向力；-由股骨傳遞到關節的力矩。後面的參數允許直接檢測病人的意願，因為這些被殘肢對關節施加的力矩所證明。圖35示出為確定的平均速度定義理想步態周期的曲線。對於平均速度，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別出在平地上的行走，且參數，如平均速度，將族中的曲線彼此區分。而圖35A示出使用的多條三維曲線，作為控制和調整擺動階段的參考。該圖強調曲線120，其與參考模型不同。在該情形中，原因可能是病人錯誤的步態，即在步態過程中碰到障礙物或絆倒。在該簡化的配置中，空間坐標有三個脛骨-股骨旋轉角102，脛骨-股骨旋轉角
度103對時間的一階導數和作用於阻尼器104的力，該力與含兩個軸102和103的平面正 、-父。不限制本發明範疇，在平地上加速步態的需要引起與股骨正交的力矩和/或力的變化。當病人希望減速時也同樣會發生該變化。採集這些與病人需求關聯的參數值的控制系統能夠調整人造肢體的行為，從而確保非常快的響應以便大概基本立即遵從病人的意願。該控制系統特別適於需要高推動力的病人。一般地，其至少部分恢復所失去的肢體的本體感受，因為在病人的意願(例如固定假肢對殘肢皮膚的壓力)、動作與感覺之間建立了直接關係。可替換地，定義步態狀況的裝置是矩陣類型的。圖35B表明裝配到假肢上的步態的控制和操作環的流程圖。具體地，在輸入數據例如關節的角度及其一階導數後，計算步態速度的估計。同時，程序從存儲器調用參考曲線。然後，通過積分所選參考曲線獲得參考速度。以該方式，在連續步態周期中，通過施加到阻尼器上的力的輸入和輸出獲得力的相應參考和對偏差的補償。如果假肢的液壓迴路如圖6所示，那麼作為最後階段，發送命令信號以便通過各電磁閥調整油流。反之，在圖6A中在生長階段具有幾何調整的情形下，僅發送命令信號到電磁閥。圖36和37示出本發明第六特殊方面的電子裝置的示圖，該電子裝置設置在人造肢體中，在僅膝關節的情形和膝關節與踝關節結合的情形中，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，當更換電池時，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(未示出)，在人造肢體上的電池80將耗盡時給病人發信號。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目當然可多於兩個，而且這對於喜歡遠足的或即使偶爾住在不易於充電的地方的病人，或避免長時間等待電池再充電是有利的。電池80位於處於比關節軸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，即當坐下時，而含電池的狹縫在其他情形中不能打開(如圖40 所示)；因此關於安全人體工程學狀況地，在電池前部位置上的布置允許易於從上面接近， 同時確保幾何形狀遵從失去的肢體的解剖。組合或替換地，藉助前面的特徵，在人造肢體上，在僅膝關節的情形或膝關節與踝關節結合的情形中，裝置由例如鋰離子電池這種類型的可再充電電池80供電，其再充電電路可經變壓器的初級/次級連接88連接到肢體外部的供電電路83』，如圖38所示。兩個電路之間的識別和連接是通過兩個各自的磁體130實現的，磁體在使用中彼此一致地設置。以該方式，病人可易於在戴人造肢體的同時給電池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而由病人可攜帶的較大尺寸電池(未示出)供應，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埠 85，例如USB型，如圖39所示，在僅膝關節的情形和在膝關節與踝關節結合的情形中，人造肢體P都可利用該埠連接到計算機，以便利用單個線路給設置在人造肢體內的電子裝置供電的電池80充電，從而更新固件，並為了延後的分析傳遞人造肢體記錄的數據到計算機。而且，安裝在計算機上或網絡中可用的特殊軟體分析存儲在人造肢體的存儲器中的數據，並再次程序化固件以便響應於病人的意願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並更換電池80。電池 80位於相對於關節軸2靠前的膝蓋骨處，且可由坐著的病人以安全姿勢以與肢體的幾何形狀適合的方式從上面可接近。上文對於具體實施例的描述將根據概念性觀點充分揭示本發明，因此，其他人利用現有知識將能夠為不同應用修改和/或調整這類實施例，而無需進一步的研究且無需偏離本發明，因此應理解這樣的調整和修改應視為等效於具體實施例。實現本文所述的不同功能的裝置和材料可具有不同的特性，因此不偏離本發明的領域。應該理解，本文使用的措辭和術語是為了說明而非限制的目的。
權利要求
1.一種用於膝上截肢者的假肢，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動的關節軸轉動連接至彼此的脛骨段，所述脛骨段由踝關節連接到具有腳趾、 腳底和腳後跟的足部，其中所述膝部運動包括在使所述腳趾離開地面和使所述腳後跟落地之間的所謂擺動階段，和包括使所述腳後跟落地，使所述腳底承受負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並阻尼所述脛骨段相對於所述股骨段相對運動的上鉸鏈和下鉸鏈，使得在站立階段所述脛骨段相對於在所述股骨段和所述脛骨段之間的膝關節被制動，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杆，以及用於根據預定的力-位置函數調整所述阻尼器的阻尼反作用的微處理器。
2.根據權利要求1所述的假肢，其特徵在於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並操作裝置以便響應於來自所述阻尼器的力信號調整所述阻尼器的反作用。
3.根據權利要求2所述的假肢，其特徵在於所述力傳感器被提供在所述連杆中，且所述微處理器接收來自所述連杆上的所述傳感器的力信號，並操作裝置以便響應於檢測到的所述連杆上的力信號調整所述阻尼器的反作用。
4.根據權利要求2所述的假肢，其特徵在於所述力傳感器是環形測力計，其具體為 Morehouse環，其被放在在所述連杆中形成的孔中，且所述孔的軸與所述連杆的軸正交。
5.根據權利要求2所述的假肢，其特徵在於所述阻尼器上的所述力傳感器是被設置在所述阻尼器的所述下鉸鏈處的測力元件。
6.根據權利要求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，並操作所述裝置以便響應於在所述股骨段上出現的所述力信號調整所述阻尼器的反作用。
7.根據權利要求2所述的假肢，其中在彎曲中的奇點情形時(完全折彎的膝部)提供力傳感器，以便測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.根據權利要求6所述的假肢，其中提供了用於存儲所述力傳感器的所述力數據的裝置，以及將所述數據與最大可容許值相比較的裝置。
9.根據權利要求2所述的假肢，其中位置傳感器被提供在模擬所述膝部運動的所述關節軸處，所述位置傳感器測量所述膝部的轉動。
10.根據權利要求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，以便在擺動結束步態周期的開始時處於由被集成在所述阻尼器內的機械接合器測量的奇點狀況，所述阻尼器上的所述力傳感器在奇點的狀況下也測量傳輸到所述關節的實際負載，且處理所述測量的所述微處理器可在步態過程中區分和控制該步驟。
11.根據權利要求2所述的假肢，其中所述阻尼器是液壓型的，且其特徵在於適於在存在高負載例如衝擊時控制油流出的薄片，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，並根據所述汽缸中所述連杆的速度產生用於油流的開口。
12.根據權利要求2所述的假肢，其中所述阻尼器是液壓型的並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-補償腔室；-從所述第一補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)到所述補償腔室的第二單向管道，沿該第二單向管道設置由所述微處理器控制的可調整流量閥；-從所述補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償腔室的單向管道，沿該單向管道設置由所述微處理器控制的可調整流量閥；-在所述第二腔室和所述第一腔室之間的所述連杆中的單向軸向管道，所述連杆橫穿所述第二腔室並具有在所述第二腔室中的多個徑向開口，以便藉助所述連杆在所述延伸階段中的運動，所述開口被逐步堵塞，以便對所述活塞的運動提供較高的阻力。
13.根據權利要求12所述的假肢，其中所述第五管道被提供在所述補償腔室和所述連杆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.根據權利要求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徵，所述力和位置傳感器的信號由所述微處理器處理以便確定病人的所述足部與周圍環境相互作用的模式，其中位於腳墊處的傳感器允許確定從包括以下數據的組中選擇出的數據-所述假肢上的合成負載矢量的強度、方向和位置分量，藉此所述微處理器可最有利地調整所述阻尼器的反作用；-所述合成負載矢量的施加點，其中一個或更多個力傳感器位於人造肢體中，與所述腳墊產生的信號一起被處理的所述一個或更多個力傳感器的信號允許所述微處理器確定所傳輸的合成負載矢量。
15.根據權利要求14所述的假肢，其中所述人造肢體包括進一步的位於所述踝部並適於控制所述脛骨和所述足部之間的相對傾斜的角度位置傳感器，所述微處理器接收位於所述踝部的所述角度位置傳感器的信號，以便聯繫所述腳墊提供的力矢量數據響應於矢量力確定踝部的位置。
16.根據權利要求1所述的假肢，其中所述膝關節軸包括能夠在步態周期的某些階段提供能量並在其他階段接收能量的發電機/馬達，提供能量存儲單元，該能量存儲單元適於在步態周期的階段中通過由所述微處理器控制的所述馬達收集並再次釋放所述能量。
17.根據權利要求16所述的假肢，其中提供根據所述膝關節設置的力和位置傳感器， 在所述微處理器中提供程序裝置，該程序裝置響應於來自根據所述膝關節設置的所述力和位置傳感器的信號而操作，所述微處理器供應信號給所述馬達/發電機以便使其在腿重排階段作為馬達並在支撐階段作為發電機。
18.根據權利要求17所述的假肢，其中所述微處理器指示所述能量存儲單元存儲來自具有發電機功能的所述馬達/發電機並由所述膝部耗散的能量，並在可變延遲後從所述能量收集器調用能量，並將該能量提供給具有馬達功能的所述馬達/發電機作為在步態周期的某些階段的推進力，具體地，當加速所述脛骨以確保與所述股骨重排時。
19.根據權利要求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於所述股骨段和所述脛骨段之間的小角程的低硬度和用於大角程的高硬度。
20.根據權利要求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節包括進一步的馬達/發電機。
21.根據權利要求20所述的假肢，其中所述踝關節包括與所述馬達/發電機並行設置的阻尼元件。
22.根據權利要求20所述的假肢，其中所述踝關節還包括連接到所述微處理器的力和角度位置傳感器，響應於來自於設置在所述踝部內的所述力和角度位置傳感器的信號，將在支撐所述腳後跟在地面上的步驟中所述踝部產生的能量發送到所述能量存儲單元，並在可變延遲後從所述收集器調用能量，並在需要力量提升所述足部時，將該能量提供給所述踝部上的作為馬達的所述馬達/發電機，以允許更容易和自然的步態，避免可能的足部-地面碰撞。
23.根據權利要求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/發電機，該程序裝置適於藉助來自設置在所述膝部和踝關節處的所述力和位置傳感器的信號識別步態的階段。
24.根據權利要求20所述的假肢，其中所述膝部上的所述馬達/發電機和所述踝部上的所述進一步的馬達/發電機共享同一能量存儲單元。
25.根據權利要求M所述的假肢，其中與所述膝部和所述踝部的關節相關聯的所述馬達/發電機和所述能量收集器是流體裝置。
26.根據權利要求1所述的假肢，其中提供適於在同一步態周期中調整步態的步調裝置，所述裝置提供至少如下變量的函數時間、所述脛骨和所述股骨之間的相對旋轉角度； 或等同地，所述脛骨和所述股骨之間的相對旋轉角度、所述角度對時間的一階導數；提供適於測量步態周期中所述角度和所述一階導數或速度的變化的裝置，和使所述脛骨遵從對應於步態周期的該階段的函數的裝置，該函數的特徵在於角度和速度的預定值。
27.一種用於膝上截肢者的假肢，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動的關節軸轉動連接至彼此的脛骨段，所述脛骨段由踝關節連接到具有腳趾、腳底和腳後跟的足部，其中所述膝部運動包括在使所述腳趾離開地面和使所述腳後跟落地之間的所謂擺動階段，和包括使所述腳後跟落地，使所述腳底承受負載和使所述腳趾離開地面的所謂站立階段；馬達/發電機，該馬達被供應以電流，該電流的強度可由處理器調整以在所述關節軸處獲得期望的轉矩，使得在所述站立階段所述脛骨段圍繞所述關節軸被制動，所述微處理器根據預定力-位置函數改變所述齒輪馬達的所述阻尼器的阻尼反作用，其中提供適於在同一步態周期中調整步態的步調的裝置，所述裝置提供至少如下變量的函數時間、所述脛骨和所述股骨之間的相對旋轉角度；或等同地，所述脛骨和所述股骨之間的相對旋轉角度以及所述角度對時間的一階導數；提供適於測量步態周期中所述角度和所述一階導數或速度變化的裝置，和使所述脛骨遵從對應於步態周期的該階段的函數的裝置，該函數的特徵在於角度和速度的預定值。
28.根據權利要求沈或27所述的假肢，其中適於在同一步態周期中調整步態的步調的所述裝置包括閉合曲線，所述微處理器存儲多個步態模式，每個模式都由所述閉合曲線族描述，所述閉合曲線族響應於平均行走速度具有類似形狀並具有不同幅度。
29.根據權利要求沈或27所述的假肢，其中所述空間包括進一步的坐標，該坐標是從由以下坐標組成的組中選擇出來的-作用於肢體並傳輸到地面的合成負載矢量的代數值；-所述合成矢量相對所述關節旋轉軸的力矩的代數值；-由所述股骨傳遞到所述關節的力矩；-施加到所述股骨上的縱向力；-施加到所述股骨上的正交力；-所述旋轉角度的二次導數，或它們的組合。
30.根據權利要求沈或27所述的假肢，其中所述空間也包括作用於所述阻尼器的縱向力。
31.根據權利要求沈或27所述的假肢，其中適於在同一步態周期中調整步態的步調的所述裝置還提供至少下列變量的函數所述脛骨和所述足部之間的相對旋轉角度；所述脛骨和所述足部之間的所述角度對時間的一階導數；提供用於測量步態周期中所述一階導數或速度變化的裝置，和用於使所述足部遵從對應該階段函數並具有其速度的裝置，從而使所述假肢模擬所述函數的特徵。
32.根據權利要求沈、27或31所述的假肢，其中提供傳感器裝置，該傳感器裝置適於相對於時間連續地或以離散的時間間隔測量表示所述空間的坐標的所述參數，並適於相對於時間存儲所述參數，所述微處理器包括適於分析由所述傳感器確定的數據的裝置，將該數據與記錄在所述存儲器單元中的數據比較，以便從記錄的數據中確定最適於表示實際步態的曲線，被稱為理想曲線。
33.根據權利要求32所述的假肢，其中所述微處理器調整所述阻尼器和/或馬達的反作用，以便最小化偏差，所述偏差由所述η維空間中的實際點和所述理想曲線的相應點之間的偏離構成，該實際點的坐標由所述傳感器測量。
34.根據權利要求31所述的假肢，其中所述微處理器根據步態周期內與所述股骨正交的力矩和/或力的變化調整所述阻尼器的反作用。
35.根據權利要求沈或27所述的假肢，其中提供位於所述微處理器中的程序裝置，該程序裝置適於測量在步態中所述足部支撐在地面上的持續時間，並使信心參數與每個不同支撐持續時間相關聯，每個信心參數對應由所述微處理器給予所述阻尼器的被測量的阻尼硬度，其中用於測量步態過程中所述足部支撐在地面上的持續時間的所述裝置測量雙步調事件的持續時間，以確定步態速度和被截肢的肢體的負載時間，並將它們與相對於失去的肢體的負載時間而記錄的數據對比，且較高的是所述膝部的彎曲，而較低的是測得的負載時間和失去的肢體的負載時間之間的偏離。
36.根據權利要求1所述的假肢，其中提供具有連接到電動馬達的快轉軸和連接到所述膝關節的慢轉軸的減速齒輪，所述馬達被提供以電流，該電流的強度由所述微處理器調整從而在所述關節軸處獲得期望的轉矩。
37.一種用於膝上截肢者的假肢，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動的關節軸轉動連接至彼此的脛骨段，所述脛骨段由踝關節連接到具有腳趾、腳底和腳後跟的足部，其中所述膝部運動包括在使所述腳趾離開地面和使所述腳後跟落地之間的所謂擺動階段，和包括使所述腳後跟落地，使所述腳底承受負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馬達的快轉軸和連接到所述膝部的關節軸的慢轉軸的減速齒輪，所述馬達被提供以電流，該電流的強度由所述微處理器調整從而在所述關節軸處獲得期望的轉矩，以使得在所述站立階段，所述脛骨段圍繞所述關節軸被制動，所述微處理器根據預定的力-位置函數改變所述齒輪馬達的所述阻尼器的阻尼反作用。
38.根據權利要求36或37所述的假肢，其中提供連接至所述踝關節的第二齒輪馬達， 該第二齒輪馬達具有連接到電動馬達的快轉軸和連接到所述踝關節的慢轉軸，該馬達被提供以電流，該電流的強度由所述微處理器調整從而在關節軸處獲得期望的轉矩。
39.根據權利要求16、36、37或38所述的假肢，其中所述齒輪馬達或每個齒輪馬達也用作發電機。
40.根據權利要求36、37或38所述的假肢，其中所述快轉軸與連接到所述關節的所述慢轉軸彼此正交，從而實現以類似於解剖尺寸的儘可能減小的阻礙。
41.根據權利要求40所述的假肢，其中所述齒輪馬達特別是蝸杆傳動在所述快轉軸和所述慢轉軸之間具有大於或等於5的齒數比，在所述快轉軸上安裝第一位置傳感器從而確定所述快轉軸的瞬間位置；在所述慢轉軸上安裝第二位置傳感器，所述馬達帶動所述快轉軸以便保持與所述慢轉軸的預定配合併允許運動的可逆性。
42.根據權利要求36、37或38所述的假肢，其中自由飛輪位於設置在所述膝關節處的所述減速齒輪與所述關節之間，該自由飛輪適於在擺動階段從所述減速齒輪釋放所述脛骨，即當腿的慣性起作用時，反之，當所述馬達/制動必須作用於所述脛骨時，所述自由飛輪相對彼此約束這兩個運動。
43.根據權利要求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以便在嚙合位置時由所述飛輪保證制動所述脛骨的運動，而在伸展階段，所述微處理器操作或不操作所述馬達，使得所述自由飛輪嚙合或不嚙合。
44.根據權利要求36、37或38所述的假肢，其中所述減速齒輪的所述軸提供適於測量所述軸的角度位置的兩個角度傳感器，其中所述減速齒輪的向後效率低比向前效率，所述微處理器處理由所述傳感器產生的數據並操作所述馬達從而限制所述減速齒輪中的適當恢復的腿動能的耗散，配合在運動鏈中發生。
45.根據權利要求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或更多個力矩傳感器。
46.根據權利要求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，所述電池為被設置在所述假肢中的電子裝置供電。
47.根據權利要求46所述的假肢，其中所述電池在相對於所述關節軸的靠前的位置被連接到所述假肢，並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.根據權利要求47所述的假肢，其中提供埠，特別是USB埠，利用該埠有可能連接所述人造肢體到計算機以便給所述電池再充電，所述電池為被設置在所述人造肢體內的所述電子裝置供電，更新固件，為了延後的分析轉移由所述人造肢體記錄的數據到所述計算機。
49.根據權利要求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/次級連接與肢體外部的電源電路連接。
全文摘要
應用於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)，具有模擬膝部運動的功能的關節軸(2)，轉動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並確保假肢制動並允許步態的典型依次擺動和站立階段的阻尼器(5)。阻尼器包括汽缸(5c)，其中活塞(10)和連杆(9)彼此連接並適於響應於加載到假肢上的力執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，並被具體設置在連杆中，且具有接收來自傳感器的力信號並響應於所檢測到的力信號操作調整阻尼器反作用的裝置的微處理器。
文檔編號A61F2/68GK102316828SQ200880128975
公開日2012年1月11日 申請日期2008年4月30日 優先權日2008年4月30日
發明者A·鮑勃尼, D·M·德米切利, G·度那利, L·百利, N·菲爾瑞尼 申請人:瑞澤麗歐拓派迪亞公司