专利名称：适应速度和适应病人的假膝的制作方法
背景技术：
就最现代的假体工艺技术来说，假体安装师调整膝部抵抗力来使人造腿与被截肢者协调一致，使得假膝自然地以慢、中、快的行走速度行动。在使用期间，利用假体装置内的传感器来检测行走速度。然后一个微处理器根据由假体安装师仅仅为该特定的病人预先编制程序的定做的数值或数据来调整膝部抵抗力。
不利的是，这样一种为假膝编制程序的方法对假体安装师和病人都是费时间的，而且必须对每个病人重复进行。此外，在病人离开假体安装师的设施后，病人或病人环境的任何不可预见的变化都不能由假膝补偿。这种假膝系统中的缺乏适应性能够破坏正常运动并使得该预先编制程序的膝部不舒服或甚至不安全。在这种情况下，病人必须返回假体安装师的设施，以便为假膝重新编制程序。这再一次不希望有地导致额外浪费时间和进一步增加费用。
发明概要因此，本发明的一个优点是，通过为假膝提供一个自动适应速度和适应病人的控制方案和系统来克服上述限制的一部分或全部。该控制方案和系统利用假体装置内测得的传感信息来在各种各样的运动行为下对一个特定的假膝安装者自动调整站立姿势和摆动相位的膝部抵抗力。有利的是，不需要由假体安装师或病人在假膝内对病人的特定信息预先编制程序。一旦病人离开假体安装师的设施，该系统能够适应各种类型的干扰，因为该系统是适应病人和适应速度的。
按照一个优选实施例，本发明提供一种自适应地控制病人安装的假膝的站立姿势相位的阻尼。该方法包括在假膝中提供一个存储器。该存储器具有储存于其中的在各种尺码的被截肢者的临床调研中建立的传感数据和站立姿势相位的阻尼之间的相互关系。当病人站立、行走或跑步时利用假膝装置内的传感器测量瞬时传感信息。与那些相互关系一起地利用该瞬时传感信息来自动调整适合于病人的站立姿势相位的阻尼，而不需要在假膝中对病人的特定信息预先编制程序。
按照另一个优选实施例，本发明提供一种自适应地控制当病人以各种运动速度行进时病人安装的假膝的摆动相位的阻尼转矩的方法。通过一条假腿连接在假膝上的一只假脚的地面接触时间指示病人的运动速度。该方法包括连续地测量当病人以各种运动速度行进时一个步态周期期间的接触时间。该接触时间储存在假膝的一个存储器内的对应于病人运动速度的时间槽内。反复调整膝部屈曲的摆动相位的阻尼，以获得一个目标峰值屈曲角度范围，直到该屈曲阻尼收敛在每个时间槽内。反复调整膝部伸展的摆动相位的阻尼，以控制伸展的假腿抵抗假膝的一个人造膝盖的冲击力，直到该伸展阻尼收敛在每个时间槽内。利用这些收敛的阻尼值来自动控制所有运动速度下的摆动相位的阻尼。
按照一个优选实施例，本发明提供一个用于控制在被截肢者的站立姿势相位期间的膝部阻尼转矩。该假膝通常包括一个可以控制的膝部驱动器、多个传感器和一个控制器。该膝部驱动器提供一个响应指令信号的可变的阻尼转矩。这些传感器测量当被截肢者在一个支承面上行动时施加在假膝上的力和动量。该控制器有一个存储器并适合于向膝部驱动器传送指令信号和从传感器接受输入信号。该存储器具有储存于其中的在先前的对各种尺码的病人的临床调研中建立的传感数据和站立姿势相位的阻尼之间的关系曲线。该控制器与这些关系曲线一起地利用从传感器来的传感数据来自适应地和自动地控制在站立姿势相位期间由膝部驱动器提供的阻尼转矩，而不需要被截肢者尺码的任何先有知识。
为了概述本发明，上面描述了本发明的某些方面、优点和新颖特点。当然，可以理解，没有必要按照本发明的任何特定实施例就可以获得所有这些优点。因此，可以以一种获得或最优化本文说明的一个优点或一组优点而没有必要获得本文可能说明或提出的其它优点的方式来实施或完成本发明。
所有这些实施例都预期处在本文公开的本发明的范围内。从下面参照附图对优选实施例的详细描述中该技术的专业人员可以容易地明白本发明的这些和其它实施例，本发明不受所公开的任何特定的优选附图简述在这样概述本发明的一般特性及其主要特点和优点后，从参照下列附图的详细描述中，该技术的专业人员将明白某些优选实施例及其改进，附图中
图1是例示在站立姿势和摆动相位期间的不同肢体位置的一个正常人的运动周期的示意图；图2是表示一个正常步态周期期间状态过渡的膝部角度变化图线的示意图；图3是生物膝部角度和机械功率相对于一个主体的一个完全行走周期的百分率的曲线图；图4是一个包括一电子控制假膝并具有本发明的一个优选实施例的特点和优点的下肢假体装置的示意图；图5是具有本发明的一个优选实施例的特点和优点的一个适应的假膝系统的简化框图；图6是用于图5的假膝系统的一种状态机器控制器的一个优选实施例并表示一个步态或行动周期的状态到状态的过渡条件的图解；图7是一个以几种稳定状态速度移动的非被截肢者的脚接触时间相对于前进速度的图线；图8是例示本发明的假膝驱动器的一个优选实施例的总的整体构型的简化示意图；图9是一种具有本发明的一个优选实施例的特点和优点的磁流变驱动的假膝制动器的详细分解透视图；以及图10是图9的假膝的横截面图。
优选实施例详述为了让一个经股骨的(膝以上的)被截肢者在各种状况下行走，一个假膝应当提供站立姿势控制，以便当肢体上施加重量时限制变弯。此外，一个假体应当提供摆动相位控制，使得刚巧在脚跟以顺畅而自然的方式触地之前，膝部达到完全的伸展。
与一个生物膝不一样，一个假膝应当完成站立姿势控制和摆动控制两者而并不直接知道其使用人的意图或者环境状况。相反，一个假膝必须推断被截肢者是否正在行走、跑步或坐下。它也应当确定何时在环境中发生微妙的或戏剧性的变化，例如当使用人提起一个手提箱或走下一个斜坡时。还有，假体应当在所有运动速度下都能自然而安全地行动，并且应当对所有被截肢者都完成得一样好，与体重、身高或活动水平无关，不需要病人的特定信息或由假体安装师编制程序。
按照本发明的一个优选实施例，一种假膝在基本上所有运动速度下和对于基本上所有病人都能精密而准确地受到控制。本发明采用一种适应方案，该方案自动地调整站立姿势和摆动抵抗力或阻尼，而不需要从病人或假体安装师来的预先编制程序的信息，制成既适应速度又适应病人的“灵巧”膝。正常的平地行走对正常人的行走/跑步的理解为带有受控运动的有效的下肢假体的设计和研制提供基础。正常人的行动或步态可以描述为四肢和身躯的一系列有节奏的交替移动，这种交替移动形成身体重心的向前行进。
如图1中示意地描绘的，一个典型的正常的平地步态周期包括在一个下肢10的脚跟触地和同一下肢10的下一次脚跟触地之间产生的活动。该下肢或腿10包括脚12和通过膝或膝关节18联接或接合在大腿部分16上的胫或小腿部分14。在一个单独的步态周期期间，每个下肢通过一个站立姿势相位或伸展相位20和一个摆动相位22而行进。
站立姿势相位20开始于脚跟触地24，此时脚跟接触地板或支承地面而站立姿势的膝部开始稍许屈曲。这种屈曲便于对冲击吸收震动，而且在站立姿势期间也将身体的重心保持在一个较恒定的垂直平面中。
在脚跟触地24后不久，在脚平展相位26开始时，脚底接触地面。在站立姿势的膝部中达到最大屈曲后，关节重新开始伸展，直到在中间站立姿势28处达到最大伸展，此时身体重量直接摆动越过支持的下肢而继续在脚的上面转动。
当踝部以上的身体重量继续向前转动时，脚跟在脚跟离地30处抬起而离开地面。此后不久，身体通过小腿肚肌肉的有力活动(产生动力的脚底屈曲)而向前推进。当整个脚在脚趾离地32处从地面升起时，该产生动力的脚底屈曲相位就结束了。
在后期的站立姿势期间，支持的腿的膝部屈曲，准备让脚离开地面而摆动。这在文献中通常称为“膝部突变”。此时，另一只脚触地而身体进入“双支持方式”，也就是，两条腿都支持身体重量。
在脚趾离地32处，因为髋部屈曲而膝部在膝部突变下达到一定角度，脚离开地面而膝部继续屈曲并进入摆动相位。在早期的摆动期间，这只脚加速。在中间摆动34处达到最大屈曲后，膝部开始伸展而脚减速。在膝部已达到完全伸展后，这只脚再一次在脚跟触地24’处放置在地面上，并开始下一个行走周期。
通常，解剖学位置是直立位置，因此，屈曲是身体部分地离开伸展位置或站立姿势位置或解剖学位置的运动。因而，膝部的弯曲(bending)是膝部屈曲(flexion)。伸展是一个肢体向着解剖学位置的运动，因此，膝部伸展是一个处在“变直”方向中的运动。
换句话说，如果将一个膝关节看作一个简单的铰链，那么存在两种能够发生的独立活动。在“屈曲”中，膝关节转动而使上腿和下腿两部分一起移动得更接近。在“伸展”中，膝关节沿相反方向转动，腿的两部分分离地移动，而腿变直。
在普通平坦地面上的典型的正常前进行走期间，最大屈曲角αF在约60°～80°之间变化。最大伸展角αE通常为大约或接近180°。因此，在平面行走中，正常人的膝部转动一个约60°～80°的范围，从后期站立姿势中完全伸展的位置走到脚趾离开后不久的屈邮60°～80°。在其它状况下，例如，在坐下位置中，最大屈曲角αF可以是约140°～150°。
参照图2，最好是，图1的步态周期分成五个明显的状态或相位。图2示意表示膝部角度θ，也就是随着在一个下肢的脚跟触地(HS)和同一下肢的下一次脚跟触地(HS)之间产生的活动期间的状态或相位的过渡，膝部从完全伸展所转动的角度。X轴36代表行走周期的相继的两次脚跟触地之间的时间。Y轴38代表膝部角度θ。
状态1代表刚巧在脚跟触地(HS)后的早期站立姿势屈曲。状态2代表在状态1中达到最大的站立姿势屈曲之后的早期或中间站立姿势伸展。状态3或膝部突变，通常出现在站立姿势的终点，刚巧在膝部完全伸展之后开始，并当脚已在脚趾离地(TO)处离开地面时结束。状态4代表在行走或跑步周期的摆动相位期间的一个膝部屈曲时期。状态5代表在状态4中达到最大摆动屈曲之后行走或跑步周期的摆动相位期间的一个膝部伸展时期。
如本文后面要讨论的，这些基本的状态或相位提示一种作为状态机器的假膝控制器的架构。因此，图2是一个人行走通过一个正常步态周期和该周期内每种状态的位置的图形。下面的表1总结了状态1至5的每个状态期间的活动。
表1
图3是一个典型的生物膝部角度和膝部功率相对于已规范化为步子周期的时间的曲线图(改编自Grimes，1979)。X轴40代表规范化为步子周期的时间T，或行走周期的百分率。Y轴42代表膝部功率(以英尺·磅/秒表示的P)，而Y轴44代表膝部角度(以度表示的θ)。
在图3中，对一个主题示出四个行走试验。0％和100％标志同一条腿的两次相继的脚跟触地，而零度角通常对应于脚跟触地的角度。同时，在图3中，RHS代表右脚跟触地，RFF代表右脚平展，LTO代表左脚趾离地，RHO代表右脚跟离地，LHS代表左脚跟触地，LFF代表左脚平展，RTO代表右脚趾离地，而LHO代表左脚跟离地。
继续参照图3，角度曲线中的较小下沉46(全周期的约15％处)代表早期或中间站立姿势期间膝部的屈曲和伸展，而较大的下沉48(全周期的约75％处)代表摆动相位期间膝部的屈曲和伸展。在整个周期期间，膝部的机械功率主要是负的或耗散的。这证实了在膝假体中一个可变阻尼器或一个可变转矩制动器的使用或利用。这样一种可变的阻尼器或膝部驱动器还要在下面讨论。系统构型图4是一种下肢假体装置或假体100的示意图，该装置包括一个电子控制的活动膝假体11。并具有本发明的一个优选实施例所述的特点和优点。如下面更详细地描述的，最好是，该活动膝假体包括安装在支持框架141中的一个可变转矩制动系统或阻尼器130和装置上控制单元或系统120。假膝系统110提供抵抗力，以便在被截肢者进行的走动和/或其它行动期间基本上模拟天然膝关节的位置和运动。
人造膝系统110的一端联接或机械连接在一个残肢插筒102上，插筒102容纳被截肢者的一个残余肢体、残肢或股骨部分104。假膝110的另一端联接或机械连接在一个暂用假肢、胫部或小腿部分106上，后者转过来联接或机械连接在一只假脚或人造脚108上。
有利的是，该优选实施例的假膝系统110既适应速度，又适应病人。例如，该膝关节的转动对基本上所有病人在基本上所有速度下都能自动控制，而不管尺码大小，不需要从病人或假肢安装师得到的预先编制程序的信息或校准的数据。
该假膝系统的优选实施例的一个主要优点是，一旦病人离开假肢安装师的设施，该系统能适应各种类型的干扰，因为该系统是适应病人和适应速度的。举一个例子，当病人提起一个手提箱时，该假膝自动地响应该种干扰。采用常规技术，病人必须返回假肢安装师的设施去对其假膝重新编制程序。在这些优选实施例中，试验时间并非通常的“冗长”和“令人疲劳”。
这些优选实施例的假膝110有利地允许被截肢者在各种各样的状况下舒适而安全地活动和/或适应。例如，在行走、跑步、坐下或当遇到环境或周围条件中的微妙或戏剧性的变化(如当使用人提起一个手提箱或走下一个斜坡时)，都能如此。
人造膝110提供站立姿势控制，以便当重量加在假肢上时能限制变弯。此外，假膝110提供空气中的摆动控制，使得刚巧在脚跟触地之前或触地时膝部以一种顺畅而自然的方式达到完全伸展。
最好是，本发明的人造膝系统110用于一个经股骨的(膝上的，A/N)被截肢者。替代地或任选地，假肢110可以适合用于一个膝关节断离(K/D)的被截肢者，其中截肢通过膝关节，如需要或希望的，适当地考虑获得本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。膝部电子线路图5用框图格式例示本发明的假肢系统110的一个优选实施例。在图5中，实连线代表信号/数据流程，而虚连线代表能量流程。
如上所述，最好是，自动假膝系统110总的包括一个可变转矩制动系统或阻尼器130和一个装置上的控制单元或系统120。反馈控制系统120包括一个接受感知和诊断的信息以控制膝部驱动器130的操作的中央控制器132及其它有关设备(如下面讨论的)。为清楚起见，按照一个优选实施例的假膝系统110的各种部件，列于下述表2中。
表2
如上所述，膝部驱动器130包括一个可变转矩制动器或阻尼器，用于根据从膝部控制器132来的指令信号来调整关节阻尼，以控制伸展和屈曲运动。优选实施例的控制方案控制膝关节转动的方式在后面更详细地讨论。
膝部驱动器或制动器130可以包括许多常规制动器中的任何一种。这不受限制地包括(i)干摩擦制动器，其中一种材料的表面用可变的力摩擦另一表面；(ii)粘性转矩制动器，利用通过一个可变直径的孔或流量限制板挤压的液压液体；以及(iii)磁流变(MR)制动器或阻尼器，其中磁流变液体(包含悬浮在液体中的微小铁颗粒)通过一个固定孔或流量限制板挤压，该液体的粘性根据外加磁场而变化。任选地，膝部制动器130包括一个该技术中已知的气动制动器。
在一个优选实施例中，如后面要更详细地讨论的，膝部制动器130包括一个以剪切方式操作的可变转矩转动的磁流变(MR)制动器。磁流变液体在多个转子和定子之间受到剪切而产生一种可变而受控的阻尼效果，这种阻尼效果精密而准确地调整膝关节的转动。
在一个优选实施例中，假膝系统110包括一个人造膝盖或伸展止动器，以限制膝部的最大伸展。该人造膝盖或假膝盖最好位于膝部驱动器130下方，并用机械方式连接在膝部驱动器130和/或框架141上。
膝部驱动器电流放大器160包括一个电路，该电路从膝部驱动器130中的电池170产生所需的或所希望的电流，以调整由膝部制动器130所提供的阻尼转矩。从微处理器132到膝部驱动器电流放大器160的指令信号或指令确定向膝部驱动器130供给的电流，从而确定产生的阻尼转矩量。
包括存储器150的装置上的微处理器132对假膝系统110是局部的。微处理器132是假肢系统110的主要计算单元并接受从假膝系统110的各个部件来的输入电信号，对它们进行处理，并产生输出电信号，以按需要监视和控制假膝130和其它有关部件的驱动。
微处理器132包括使输入信号变为数字的电路并产生输出的模拟信号。该微处理器还包括计时组件和监视器自动重调电路。存储器150包括内部的或外部的易消失的和不易消失的存储器。
微处理器132最好包括一个摩托罗拉68HC 12B32型16位串行微处理器。该处理器有8通道的模拟/数字转换能力、32K的闪存和768字节的EEP只读存储器。外部存储器包括两个工业标准的32K×8字节静态随机存取存储器。串行闪存是一个Atmel AT 45D081型，并使用由微处理器提供的串行连通接口(SCI)。
串行通口152提供一个在膝部电子线路(通过微处理器132)和外部诊断的数据存入和编制程序设备之间的接口。根据需要或希望，连通口152可以有效地包括许多商售的连通口中的任何一种，如RS232型、RS485型、以太网等，适当地考虑获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
微处理机132连同假膝系统110的其它有关传感器、诊断安全和保护电路最好安装在一个电路板上，以提供一个紧凑的装置。该电路板最好直接安装在框架141中并固定在框架141上，或者利用一个中间罩或外壳来保护电路板和安装于其上的部件。
膝部角度传感器134用来对膝部绝对角度编码。最好是，膝部角度传感器134测量一个单独自由度的膝关节屈曲或伸展的度数。膝部角度放大器136包括一个电路，该电路调整从膝部角度传感器134收到的信号，并为了膝部控制的目的而将其馈送到微处理器132，如下面要讨论的。
膝部角度识别器138包括一个电路，该电路识别从膝部角度传感器134收到的信号，以确定膝部的转动速度或角速度，为并了膝部控制的目的而将该信号馈送到微处理器132，如下面要讨论的。该膝部角速度信号还确定膝部是否正在屈曲或伸展。
角度传感器134最好安装在框架141上(图4)。或者是，按照需要或希望，角度传感器134安装在膝部驱动器130的侧面上，或直接在膝部驱动器130的下面。
在一个优选实施例中，角度传感器134包括一个角度感知电位计。在另一个优选实施例中，角度传感器134包括一个光束编码器。在又一个优选实施例中，角度传感器134包括一个磁束编码器。在其它优选实施例中，按照需要或希望，可以有效地使用另外的膝部角度感知装置，适当考虑精确估算膝部角度和/或获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
轴向力与动量传感器140包括一个产生正比于下腿的轴向力和动量或转矩的信号的发送器。在一个优选实施例中，该发送器包括一个前应变仪传感器和一个后应变仪传感器。为了计算轴向力，将前后信号相加，而为了计算动量，将两个信号相减。轴向力与动量放大器142调整从轴向力与动量传感器140收到的信号，并为了膝部控制的目的的而将该信号馈送到微处理器132，如下面要讨论的。
轴向力传感器140测量从地面或其它支承面施加到假膝110上的力沿基本上顺着或平行于胫部纵轴线180(图4)或膝部纵轴线的方向的分力。该轴向力测量用来确定假脚108(图4)是否在地面或其它支承面上或已离开。也就是，一个零轴向力指示脚108不在地面上(例如，在摆动相位中)，而一个非零轴向力指示脚108在地面上(例如，在站立姿势相位中)。
转矩或动量传感器140测量施加到假膝110上的转矩沿图4中所示的一个中部横向的方向182的分量。此外，动量传感器140测定施加的膝部动量是不是一个屈曲或伸展动量。通常，在脚跟触地处一个屈曲动量施加在假膝110上，倾向于使膝关节屈曲，而在整个后期站立姿势期间一个伸展动量施加在假膝110上，倾向于使膝关节伸展。
轴向力与动量传感器140最好安装在框架141上(图4)。在一个优选传感器中，轴向力与动量传感器140包括一个应变仪测力传感器。在另一个优选实施例中，轴向力与动量传感器140包括一个偏转编码的震动/弹簧机构。在其它优选实施例中，按照需要或希望，可以有效地使用另外的载荷和/或动量感知器件，适当考虑精确估算轴向载荷和/或外加动量和/或获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
在一个优选实施例中，轴向力与动量传感器140包括多个应变仪。最好使用四个应变仪，两个应变仪安装在框架141的前部184上，两个应变仪安装在框架141的后部186上，以测量和识别脚108的脚跟上的载荷和脚108的脚趾上的载荷。换句话说，该应变测量提供一种关于重心是否在相对于假脚108的前部的、中央的或后部的位置中的指示。
该应变仪最好配置在一个惠斯登电桥构型中，以产生一个随弯曲动量应变而正比例变化的电信号。如熟练技术人员所理解的，这样一种惠斯登电桥构型是测定应变仪的电阻变化的标准配置。
电池监控电路144为了安全目的连续地或定期地监控电池电压、电流和温度。从电池监控电路144来的数据连续地或定期地提供给微处理器132，以便于将膝部操作限制在电池制造商规格的范围内。
湿气检测电路146为了安全目的连续地或定期地监控湿气水平，并感知由于冷凝、浸没等原因而产生的在系统电路板和/或其它有关系统电路上的非正常湿气。从湿气检测电路146来的数据连续地或定期地提供给微处理器132。在一个优选实施例中，湿气检测电路146包括叉指式的铜痕迹。在其它优选实施例中，按照需要或希望，湿气检测电路可以有效地包括其它湿气检测装置，适当考虑可靠地检测系统电子线路上的湿气水平和/或获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
电力使用监控电路148为了安全目的连续地或定期地测量膝驱动器130的电力消耗。从电力使用监控电路148来的数据连续地或定期地提供给微处理器。此外，按照需要或希望，可以使用电力使用监控电路148或其它独立的电路，来测量假膝系统110的其它电子部件的电力消耗。
假膝系统110最好包括一个包含安全机构154的安全系统。当微处理器132检测到系统误差时，安全机构154受到驱动或启动而将系统110放置到一个不履行安全方式。如果在指示整个膝部驱动器130的系统误操作和/或其它利害问题的从膝部角度传感器134、轴向力与动量传感器140、电池监控电路144、湿气监测电路146和动力使用监控电路148来的任何信号的不正常行为被注意到，那么这样一种系统误差就会产生。
检测一个系统误差导致完全机构或驱动器154启动一个安全错误方式，使得即使存在系统误操作，假膝系统110对被截肢者也仍然是安全的。例如，在安全错误方式中，膝部可以抵抗屈曲，但可以自由伸展，由此保证病人的安全。
安全机构驱动器156包括一个电力放大器，后者根据从微处理器132来的指令信号或指令而启动或结束安全机构154的安全错误方式。安全监视器电路158包括一个受从微处理器132来的信号定期地或连续地“注意”的电路，以避免监视器电路158由于向安全机构驱动器156发送信号而不必要地起动安全错误方式。换句话说，安全监视器电路158将启动安全机构154，除非微处理器以别的方式定期地或连续地这样指令。
最好是，当可能时，在启动安全错误方式之前，启动音响警报发送器162和振动发送器166中的任何一个或两者来警告系统误操作或异常运行条件的使用人。音响警报电路164包括一个放大器，当起动时该放大器产生一个电子信号以便通过警报发送器162产生音响噪声。音响警报电路164接受从微处理器132来的指令信号或指令。
音响警报发送器162最好安装在框架141中或紧固在框架141上(图4)。在一个优选实施例中，音响警报发送器162包括一个压电晶体扬声器。在其它优选实施例中，按照需要或希望，可以有效地使用另外的产生音响的装置，适当考虑警告使用人和/或获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
振动发送器166包括一个驱动器，该驱动器振动假肢系统110，从而引起假肢系统安装者的注意。振动警报发生器168包括一个放大器，当启动时该放大器产生一个电子信号而接通振动发送器164。振动警报发生器168接受从微处理器132来的指令信号或指令。
振动发送器166最好安装在系统电路板上。或者是，振动发送器166安装在框架141中或固定在框架141上(图4)。在一个优选实施例中，振动发送器166包括一个摇摆电动机。在其它优选实施例中，按照需要或希望，可以有效地使用另外的产生振动的装置，适当考虑警告使用人和/或获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
装置上的电池或电源17。向膝部驱动器130、安全机构154、音响警报发送器162和振动发送器166提供电力。电路电力调整器178将原电池电力转变为受到调整而用于微处理器132和其它传感电路及单个系统子电路的电力。电路电源176向微处理器132和其它传感电路及单个系统子电路提供该调整的电力。
这样，通过电路电源176和电路电力调整器178，按照需要，电池170将电力分配给微处理器132和其它传感电路及单个系统子电路，包括膝部角度放大器136、膝部角度识别器138、轴向力与动量放大器142、电池监控电路144、湿气检测电路146、电力使用监控电路148、安全监视电路158、安全机构驱动器156、膝部驱动器电流放大器160、音响警报电路164、振动警报电路168和任何其它有关电路。
电池保护电路172保护电池170不遇到超出安全的运行条件。如果希望，也可以提供一个电池充电状态指示器。电池充电电路174将一个充电电源(通常为墙上的电插座)的电力转变为适合于电池170的电力水平。控制方案状态机器生物步态的基本相位或状态(如上面所讨论的)提出作为状态机器的假膝控制器的架构。这样，每个相位对应于状态1至5(例如见图2和表1)。图6是假膝系统110的状态机器控制器190的一个优选实施例的图解，并表示状态到状态的过渡条件。
如上面讨论的，装置上的膝部角度传感器134测量膝部角度，而装置上的轴向力与动量传感器140测量轴向力和膝部动量。膝部角度数据、膝部转动速度数据、轴向力数据和膝部动量数据被提供给微处理器或主控制器132，此确定系统状态，并因此自动地控制膝部制动器或驱动器130的驱动，以调整膝关节的转动。
也如上面讨论的，膝部角度信号确定膝关节转动的角度，而膝部角速度信号确定膝部是否正在屈曲或伸展。轴向力的测量确定假脚是否在地面或其它支承面上或离开它们。膝部动量的测量确定外加的膝部动量是不是一个屈曲或伸展动量。
以这些提供给微处理器132的传感数据为基础，当使用人移动通过每个步态周期或其它运动行为时，状态机器控制器190周期性地通过各个状态1、2、3、4和5。常常，如图6中所见，控制器190取决于动量是否高于或低于一个伸展动量阈或临界值而改变状态。有利的是，如下面要讨论的，这些阈值动量对于每个病人是通过这些优选实施例的假膝系统而自动地自己学会或自己教会的，不需要关于特定病人的预先编制程序的信息。
最好是，状态机器190对膝部阻尼器130的行为的控制使病人能完成各种各样的活动。这些活动包括在平地或斜坡上的正常的行走或跑步、坐下、上下台阶或其它状况，例如，当使用人提起一个手提箱时。再一次，在这些和其它状况中，这些优选实施例的假膝系统自动提供精确的膝部阻尼控制而不需要关于特定病人的预先编制程序的信息。
现在根据一个优选实施例描述在状态到状态的过渡之间令人满意的状态机器控制器190的总操作和各种条件。根据输入的传感数据(如上所述)，以上这些向膝部制动器130提供如何调整膝部阻尼的信息。下面描述每种状态的控制动作。
首先，对一个典型的步行或跑步周期描述状态过渡和这些过渡的条件。如上所述，轴向力是从地面或其它支承面施加到假膝110上的力沿基本上顺着或平行于胫部纵轴线180(图4)或膝部纵轴线的方向的分力。施加的动量是施加到假膝110上的转矩沿图4中所示的中部横向182的分量。
状态1(站立姿势屈曲)在条件C12下过渡到状态2(站立姿态伸展)。当膝部首先获得一个小的伸展速度时，条件C12得到满足。在这一阶段，假脚在地面或其它支承面上。
状态2(站立姿势伸展)在条件C23下过渡到状态3(膝部突变)。当伸展动量低于一个阈值或临界水平或临界值时，当膝部处在或接近于完全伸展时，以及当膝部已经静止一定时间时，条件C23得到满足。
状态3(膝部突变)在条件C34下过渡到状态4(摆动屈曲)。当轴向力下降到低于一个阈值或临界水平或临界值时，条件C34得到满足。也就是，在这一阶段，假脚离开或接近离开地面或其它支承面。
状态4(摆动屈曲)在条件C45下过渡到状态5(摆动伸展)。当膝部首先开始伸展时，条件C45得到满足。在这一阶段，假脚仍然离开地面或其它支承面。
状态5(摆动伸展)在条件C51下过渡回到状态1(站立姿势屈曲)。当轴向力上升到大于一个阈值或临界水平或临界值时，条件C51得到满足。这完成一个步行或跑步的步态周期。
如上所述，状态到状态的过渡可以遵循其它模式而不是状态1到状态2到状态3到状态4到期状态5的方案，取决于被截肢者的特定活动和/或环境或地势条件。有利的是，有限的状态机器控制器190自动地适应或容纳其中可能出现交替的状态过渡的各种状况，以便给被截肢者提供选择机会来获得在不同的外部条件下的各种各样基本上近似于生活的或自然的行动。
状态1(站立姿势屈曲)在条件13下过渡到状态3(膝部突变)。当伸展动量低于一个阈值或临界水平或临界值时，当膝部处在或接近于完全伸展时，以及当膝部已经静止一定时间时，条件13得到满足。当被截肢者在站立姿势期间不能通过正常的屈曲一伸展周期时，这种从状态1到状态3的状态过渡就可能发生。
状态1(站立姿势屈曲)在条件C14下过渡到状态4(摆动屈曲)。当轴向力下降到小于一个小的但非零的阈值或临界水平或临界值时，条件14得到满足。当被截肢者站立在膝部上但交替地前后移动而对假体加重量和不加重量时，这种从状态1到状态4的状态过渡就可能发生。
状态2(站立姿势伸展)在条件C21下过渡到状态1(站立姿势屈曲)。当膝部获得一个小的但非零的屈曲速度时，条件C21得到满足。如果被截肢者在站立姿势的伸展时间期间开始屈曲的话，那么这种从状态2到状态1的状态过渡就可能发生。
状态2(站立姿势伸展)在状态C24下过渡到状态4(摆动屈曲)。当轴向力下降到低于一个阈值或临界水平或临界值时，条件C24得到满足。如果被截肢者在站立姿势的伸展时间期间举起他的脚，那么这种从状态2到状态4的状态过渡就可能发生。
状态3(膝部突变)在条件31下过渡到状态1(站立姿势屈曲)。当膝部已经处在状态3一定时间时，或者如果伸展动量大于一个阈值或临界水平而当膝部处在完全伸展或接近于完全伸展时，条件C31得到满足。如果被截肢者从一个站立位置向后仰到其脚跟上时，这种从状态3到状态1的状态过渡就会发生。
状态4(摆动屈曲)在条件C41下过渡到状态1(站立姿势屈曲)。当轴向力上升到大于一个小的但非零的阈值或临界值时，条件C41得到满足。如果被截肢者站立在膝部上但交替地前后移动而对其假体加重量和不加重量，那么这种从状态4到状态1的状态过渡就可能发生。
如上所述，根据输入的传感数据，当使用人通过每个步态周期或活动而移动时，控制器190循环通过各状态。状态机器软件安置在微处理器132或存储器150内。其次，描述每个状态的各种控制动作或方案。状态1、2、3的控制方案称为“站立姿势相位控制”，而状态4、5的控制方案称为“摆动相位控制”。
站立姿势相位控制按照一个优选实施例，本发明提供一个方案来自适应地控制病人安装的假膝的站立姿势相位的阻尼。储存在假肢的存储器中的是有关传感数据和站立姿势相位阻尼的相互关系。在各种尺码的被截肢者的临床调研中建立的这些关系描述了当假脚接触地面时的膝部行为的特征。传感信息与这些相互关系结合使用，来确定在站立、行走和跑步中应当如何调整站立姿势相位的阻尼。
按照一个优选实施例，本发明提供一个适应的假膝来控制被截肢者在站立姿势相位期间的膝部阻尼转矩。该假膝通常包括一个可以控制的膝部制动器、多个传感器和一个控制器。膝部制动器根据指令信号提供一个可变的阻尼转矩。当被截肢者在支承面上行动时，传感器测量膝部角度、轴向力和施加的动量。该控制器有一个存储器并适合于向膝部制动器传送指令信号和接受从传感器来的输入信号。该存储器具有储存于其中的各种尺码的病人的早先临床调研中建立的传感数据和站立姿势相位的阻尼之间的关系曲线。此外，在存储器中储存了生物力学信息，以指引阻尼分布轮廓的调整。该控制器与临床信息和生物力学信息两者结合地利用从传感器来的传感数据来在站立姿势相位期间自适应地和自动地控制由膝部制动器提供的阻尼转矩，而不需要预先知道病人尺码。
状态1(站立姿势屈曲)和状态2(站立姿势伸展)在正常步态中，在整个早期到中间的站立姿势期间膝部先屈曲后伸展(见图2和3)。在状态1(站立姿势屈曲)中，一个假膝最好应当施加一个抵抗转矩或阻尼，来防止膝部在使用人重量下变弯。在站立姿势的伸展时间或状态2期间，一个假膝也最好应当施加一个抵抗转矩或阻尼，来减慢或阻尼膝部伸展，使得该膝部不会过度伸展，由此防止一个膝部的转动部分(如膝部制动器)撞击假膝盖(伸展止动器)或外膝罩。
一个假膝应当阻尼屈曲和伸展以便近似地模拟生活状态的或天然的响应的程度，大部分取决于身体重量。也就是，在状态1和状态2中，对体重较大的使用人优先采用较大的阻尼值，以便更忠实地模拟一种全面的生活状态的或天然的感觉。(注意通常一个高个人使用人确实需要更大的膝部抵抗力，但高个子人通常倾向于较快地转动膝部，由此增大系统的转矩响应——电流正比于膝部转动速度，其中比例常数是膝部阻尼。)按照一个优选实施例，对于从小身材/轻体重到大身材/重体重范围的不同尺码的被截肢者进行了临床研究，以普遍地掌握整个尺码范围。这些使用人采用假肢和其它传感设备。最好是，使用人同轴向力与动量传感器140和膝部角度传感器134一起利用假肢制动器130。
在这些临床调研中，由膝部驱动器130提供的屈曲和伸展阻尼值对于不同尺码的被截肢者是最佳的，同时根据需要在其它有关数据中监控轴向力、膝部动量、膝部角度和膝部角速度数据。然后利用这些数据来建立站立姿势期间站立姿势相位的抵抗力和测得的和/或计算的传感信息之间的关系曲线或相互关系。
最好是，对各种各样的病人活动和/或外部条件及地势收集临床研究数据。这些包括在平地或斜坡上的正常行走或跑步、坐下、上下台阶或其它状态，如当使用人提起一个手提箱时。
对于不同尺码的病人的最佳的站立姿势相位的膝部抵抗力或阻尼和传感数据的关系曲线或相互关系在控制器或微处理器132或系统存储器150中储存或编制程序。这些被用于优选实施例的假膝系统110中，以自动地控制膝部制动器130的驱动。
当一个被截肢者利用如通过本发明优选的控制方案控制的假膝系统110首先行走时，最好是，微处理器或控制器132最初将状态1的对膝部转动的阻尼或抵抗力调置到一个大的值。对于一个其中转矩正比于膝部转动速度的线性阻尼器，一个充分的比例常数或阻尼器是20Nm*秒/弧度。这保证假肢110是安全的，不会变弯到非常大的屈曲角度。最好是，最大屈曲角不超过15度。
与初始状态1的阻尼不同，最好是，微处理器或控制器132最初将状态2的对膝部转动的阻尼或抵抗力调置到一个较小的值。对于一个其中转矩正比于膝部转动速度的线性阻尼器，一个充分的比例常数或阻尼值是10Nm*秒/弧度。这允许被截肢者即使膝部偶然变成屈曲也能伸展该膝部。
当被截肢者开始行动并走几步时，轴向力与动量传感器140和角度传感器134向微处理器或控制器132连续地或定期地提供轴向力、外加动量、膝部角度和膝部角速度数据或信号。这些传感数据，特别是施加到假膝系统110上的峰值力和峰值转矩和/或轴向力和转矩的分布轮廓，被控制器132用来将屈曲和伸展阻尼调整到被确定能给出在早先的临床调研期间的合理的或最佳的或通常的生活状态站立姿势行为的值或分布轮廓。
如上面讨论的，在对范围广泛的具有各种尺码的病人的这些临床调研期间得到的关系曲线或相互关系已经在控制器132中编制程序或储存。当病人继续使用假膝系统110时，按照需要，可以由系统110做出进一步的自动精细改进和精细调整。
这些优选实施例的假体是一种用临床的(修复术的)和生物力学的知识引导的自己教会和/或自己学会的系统。例如，(储存在系统存储器中的)生物力学知识包括与典型的人的行走/跑步的力学有关的信息，如上面参照图1讨论的。
而且，这些临床的关系曲线或相互关系也允许假膝系统110能够对跟尺码无关的特定时被截肢者确定合适的“阈值动量”。如上面讨论的，这些阈值动量被状态机器190(图6)用来根据该阈值动量是否高于或低于对病人特定的一定值而改变状态。
有利的是，在这些优选实施例中，不需要由假体安装师或病人将病人特定的信息在假膝中预先编制程序。利用假膝本身测到的传感信息，站立姿势抵抗力自动地适应被截肢者的需要，由此提供一个自动操纵的适应病人的系统。
状态3(膝部突变)在一个优选实施例中，状态3(膝部突变)的膝部阻尼或抵抗力保持基本上恒定并减到最小，因此被截肢者可以容易地屈曲膝部。最好是，这个膝部阻尼转矩的最小值大约为0.4N-m，并很大程度上由所用的特定的膝部制动器确定。或者是，根据需要或希望，可以有效地采用其它最小的阻尼转矩值和/或可变转矩，适当考虑获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
在另一个优选实施例中，如上面对状态1和2所述地测定状态3的膝部阻尼或转矩。也就是，测到的传感数据，特别是施加到假膝系统110上的峰值力和峰值转矩和/或轴向力和转矩分布轮廓，被控制器132用来将膝部抵抗力或阻尼调整到被确定能给出在早先的临床调研期间的合理的或最佳的或通常生活状态的站立姿势行为的值或分布轮廓。
摆动相位控制按照一个优选实施例，本发明提供一个方案来当病人以各种运动速度行进时能自适应地控制病人安装的假膝的摆动相位的阻尼转矩。从脚跟触地到脚趾离地所测到的假脚的地面接触时间已经被表示与前进运动速度密切相关。该方案包括连续测量脚的触地时间作为病人前进速度的一种估算的步骤，并自适应地调整摆动相位的阻尼分布轮廓，直到膝部舒适并自然地活动。反复调整膝部屈曲的摆动相位阻尼分布轮廓，以获得一个峰值屈曲角度的确切范围。不同的是，对于膝部伸展，调整膝部阻尼来控制伸展的腿对抗人造膝盖的冲击力。利用收敛的阻尼值来自动控制所有运动速度下的摆动相位的阻尼。
在一个优选实施例中，在站立姿势相位期间，控制器132根据输入的传感数据计算一个与被截肢人的运动速度一起变化的参数。最好是，该参数随运动速度而单调地变化。如下面要讨论的，这个参数被控制器132用来对基本上所有病人在基本上所有速度下自动控制摆动相位膝部抵抗力。
在一个优选实施例中，该速度控制参数是假脚保持与地面接触的时间量，或脚触地时间。在另一个优选实施例中，该速度控制参数是在基本上最大伸展或完全伸展和当假腿从状态3屈曲到状态4时的约30度屈曲之间出现的最大屈曲速度。在其它优选实施例中，按照需要或希望，可以使用其它合适的速度控制参数，适当考虑在各种速度下自适应地控制膝部抵抗力和/或获得如本文所说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
该脚触地时间最好是在一个特定的时间间隔期间测量或计算的。最好是，该脚触地时间是在一个站立姿势相位期间测量的。或者是，该脚触地时间可以对一个或多个步态周期进行测量或计算。该脚触地时间最好根据从轴向力传感器140来的信号进行计算。一个非零的轴向力的测量值指示该假脚与地面或其它支承面接触。
参照图7，通常，当行走速度增大时，脚触地时间减少。在图7中，一个主体的脚触地时间相对于向前行走和跑步速度作图，表明时间随速度的增长而减少。X轴192代表用cm/sec表示的前进速度，Y轴194代表在一个站立姿势相位期间用秒表示的脚触地时间。
在图7中，三角形表示一个非被截肢者在几种明显不同的稳定状态速度下从0.85米/秒的慢走到1.74米/秒的中速跑步的运动的触地时间。如图7中所见，触地时间通常随速度的增大而减少。对这些数据拟合一条最小平方回归线，具有约0.3 2秒2/米的斜率。对被截肢者和非被截肢者两类人观察到相似的回归线。数据是利用一台以从瑞典Partille市的Selective(选择)电子公司来的Selspot II型照相机为基础的四照相机两侧面运动数据获得系统收集的(以美国马萨诸塞州波士顿市的马萨诸塞普通医院步态实验室来的本发表数据)。
按照一个优选实施例，控制器132通过一个反复的过程测定摆动相位的膝部抵抗力或阻尼是如何随脚触地时间或运动速度而调整的。全部生物学范围的脚触地时间储存在膝部的处理器132的存储器150中。通常，一个矮个子与一个高个子比，平均具有较少的脚触地时间。存储器150中储存的全部生物学范围最好包括这两种极端情况。
在一个优选实施例中，存储器150储存从零到约2秒的脚触地时间，2秒钟通常多到足以涵盖脚触地时间的全部生物学范围。在其它优选实施例中，按照需要或希望，存储器可以有效地储存一个较小的或较大的脚触地时间的范围，适当考虑涵盖脚触地时间的整个生物学范围和/或获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
最好是，脚触地时间范围在微处理器存储器150内分隔成几个时间槽或时间间隔。当一个被截肢者从慢走行动到快走时，对不同的时间槽或运动速度范围进行采样。因为整个生物学范围是分隔的，所以每个被截肢者不管其身高、体重或尺码，当从慢走行动到快走或跑步时，都对多个时间槽进行采样。
在一个优选实施例中，该分隔大小为约100毫秒(msecs)，因此对一个2秒的脚触地时间范围或区间给出总共20个时间槽。任何一个被截肢者在从慢走行动到快走的运动步伐时通常对20个时间槽的一部分而不是全部进行采样。在其它优选实施例中，按照需要或希望，间隔大小可以有效地另外选取，适当考虑获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
一个优选实施例的控制方案最好在每个时间槽内调整膝部阻尼的分布轮廓。在状态4中，在每个时间槽内调整阻尼值来控制峰峰值屈曲角度，而在状态5中，控制伸展的腿抵抗人造膝盖的冲击力。根据提供给控制器132的传感数据(如上面讨论的)，控制器132向膝部制动器或阻尼器130发送适当的指令信号或指令。
状态4(摆动屈曲)当一个被截肢者利用如本发明的优选控制方案所控制的假膝系统110来首先步行或走第一步时，最好微处理器或控制器132最初将状态4的对膝部转动的阻尼或抵抗力调置或调整到其每个时间槽内的最低值。因此，当被截肢者走第一步时，状态4的膝部阻尼转矩减到最小，而膝部在整个早期摆动相位期间自由地摆动。
最好是，膝部阻尼转矩的这个最小值为约0.4N-m，而且大部分由所用的特定的膝部制动器确定。或者是，按照需要或希望，可以有效地使用其它最小的阻尼转矩值和/或可变转矩，适当考虑获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
对于第一步之后的随后几步或几个步态周期，无论何时当膝部屈曲到一个大于一固定的或预定的目标角度时，控制器132最好通过向膝部制动器130发送适当的指令信号或指令而增大制动器阻尼。对于步行的非被截肢者，在早期摆动期间的峰值屈曲角度通常不超过约80度(见图3)。
因此，按照一个优选实施例，为了获得一个基本上自然的或生物学的步态周期，设置目标角度等于约80度，以控制假膝系统110的状态4的峰值屈曲角度。在其它优选实施例中和/或其它活动水平或外部条件下，按照需要或希望，可以另外选择状态4的目标角度，适当考虑提供一个基本上生活状态的响应和/或获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
微处理器132最好使阻尼增大一个量，该增大的量正比于由角度传感器134测得的实际屈曲角度和目标角度之间的误差或差值。增大的阻尼降低未来步态周期的峰值屈曲角度，但最好仅仅在被截肢者已经采样的那些时间槽或运动速度区间内。
在状态4中，当峰值屈曲角度下降到小于目标角度时，微处理器132通过向膝部制动器130发送适当的指令信号或指令而减小阻尼转矩。这保证阻尼水平不会高到没有必要。
最好是，对于N个接连的运动步子、周期或大步，当峰值屈曲角度下降到低于目标角度时，阻尼转矩减小。N的一个优选值是约20个运动周期或步态周期，虽然也可以有利地使用其它值。制动器阻尼最好减小一个量，该减小的量正比于由角度传感器134测得的实际屈曲角度和目标角度之间的误差或差值。在任何特定的时间槽或时间仓内，减小的阻尼增大未来的步态周期的峰值屈曲角度。
通常，在较快的行走速度下，需要一个较大的阻尼水平来使状态4中的峰值屈曲角度保持小于目标角度阈值。因此，为了增大状态4的适应速度，在一个优选实施例中，控制方案这样设计，使得较快的行走速度或时间槽下的阻尼水平至少像较慢的行走速度或时间槽下的阻尼水平一样高。
而且，最好是，在一个步态或运动周期的范围内的每个时间槽中施加的阻尼水平是恒定的，虽然它们可以是可变的或随角度而变。此外，在一个或多个时间槽中的状态4的阻尼水平的调整可以涉及改变一个固定的或预定的膝部角度范围内的阻尼或改变施加阻尼的角度范围或两者结合。
当被截肢者继续使用假膝系统110并对各种范围的行走、跑步或其它运动速度采样时，状态4的膝部阻尼逐渐收敛在每个时间槽内，直到峰值膝部屈曲对于基本上所有行走、跑步或其它运动速度都始终下降到或接近于目标角度。每个时间槽或运动速度的最佳阻尼转矩值或分布轮廓储存在微处理器存储器150中。因此，一旦该反复适应的控制方案已经实施，被截肢者就能从慢走很快加速到快走，而始终在状态4内对不同的时间槽采样，并因而对不同的阻尼水平采样。
状态5(摆动伸展)当摆动的假体触到人造膝盖时，使用一种类似的方案或策略来控制冲击力。如上所述，该人造膝盖用作一个伸展止动器。
当一个被截肢者利用如本发明的优选控制方案所控制的假膝系统110来首先步行或走第一步时，最好微处理器或控制器132最初将状态5的阻尼调置或调整到其每个时间槽内的最低值。因此，当被截肢者走第一步时，状态5的膝部阻尼转矩减到最小，而该膝部从状态4中的峰值屈曲角度伸展到状态5中的最大伸展角度(约180度)。与人造膝盖的接触防止进一步伸展。
最好是，膝部阻尼转矩的这个最小值为约0.4N-m，而且大部分由所用的特定的膝部制动器确定。或者是，按照需要或希望，可以有效地使用其它最小的阻尼转矩值和/或可变转矩，适当考虑获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
对于第一步之后的随后几步或几个步态周期，在每个时间仓或时间槽内，控制器132计算该摆动的腿抵抗该人造膝盖的平均冲击力，使阻尼减到最小。从M个时间槽或时间仓的最小冲击力到最大冲击力，如果两个接连的时间仓并不直接相邻，那么进行一个线性外推来估算中间时间仓的平均冲击力。例如，如果平均值是对时间仓“10”和“12”计算的而并未对时间仓“11”计算，那么计算从对应于时间仓“10”的冲击力到对应于时间仓“12”的冲击力的一个线性外推。然后利用该线性函数来估算时间仓“11”的冲击力。该M个时间仓区域最好包括约3个到5个时间仓或时间槽，虽然根据需要或希望也可有效地使用更少或更多的时间仓。
在计算M个平均冲击力并从最小值的时间仓到最大值的时间仓作出线性外推后，利用一个使冲击力与最佳伸展阻尼有关的临床确定的关系曲线来选择膝部阻尼值。因此，被截肢者感觉使伸展的腿减速的阻尼倾向，但仅仅对相应于M个时间仓区域的行走速度。对于大于最大值和小于最小值的时间仓，使用错误的最小阻尼，直到收集到补充数据和计算出平均冲击力。对于多于和少于最初的M个时间仓区域的时间仓，进行线性外推，以便对中间时间仓估算平均冲击力。例如，如果最初的M个时间仓的最大值等于“14”，而一个平均冲击力是对时间仓“17”算出的，那么就利用一个从对应于时间仓“14”的平均冲击力到对应于时间仓“17”的平均冲击力的线性函数来对时间仓“15”和“16”估算冲击力。一旦对大于和小于最初的M个时间仓的区域计算出平均冲击力，就利用一个临床测定的使冲击力与最佳伸展阻尼有关的关系曲线来选择膝部阻尼值。
该临床测定的使冲击力与最佳伸展阻尼有关的关系曲线最好是通过一个利用以不同的行走、跑步和/或其它运动速度行动的病人的临床调研来推算或测定而得到的。最好是，该临床测定的使冲击力与最佳伸展阻尼有关的关系曲线是通过一个利用尺码(体重)不同的病人的临床调研来推算或测定的。该临床测定的关系曲线最好储存于系统的存储器150中。
对于每个时间槽或时间仓，一旦已经选定一个最佳的伸展阻尼值，微处理器132就再一次计算出一个平均冲击力，而该新的平均冲击力于是就用作一个目标。如果出现一个显著改变一个特定时间仓内的冲击力大小的系统干扰，那么就调整伸展阻尼，直到冲击力再一次等于或接近于目标冲击力。例如，在一个特定的时间仓内，如果在阻尼启动后的平均冲击力为100牛顿，而一个干扰导致摆动的腿以150牛顿的力冲击人造膝盖，那么伸展阻尼对该时间仓增大，直到冲击力再一次等于或接近于最初的100牛顿。利用该适应的常规程序，被截肢者可以从一只轻的鞋改变到一只重的鞋而仍然舒服地行走，不用回到其假体安装师处请求重新编制程序。
摆动的腿抵抗人造膝盖的平均冲击力最好通过控制器132利用由假体本身的传感器提供的信号或数据来算出。如上所述，冲击力传感器最好包括传感器140并包括一个或多个应变仪，应变仪安装在或用机械方式连接于框架141上。根据该计算的或测定的冲击力，控制器132向膝部制动器130提供适当的指令信号或指令，以控制膝部阻尼。
在本发明的控制方案的优选实施例中，处在每个时间槽或运动速度中的状态5的阻尼，可以用几种方法调整。例如，在一个或多个时间槽中的状态5的阻尼水平的调整可以涉及改变一个固定的或预定的膝部角度范围内的阻尼或改变施加阻尼的角度范围或两者结合。此外，施加在一个步态或运动周期内的一个或多个时间槽中的状态5的阻尼水平可以是恒定的、可变的和/或随角度而变。
按照一个优选实施例，该控制方案对一个固定的或预定的角度范围或在该范围内调整状态5中的膝部阻尼。例如，在一个特定的伸展角度范围如约130°～约180°的范围内升降膝部阻尼转矩，以便在该特定的时间槽内升降阻尼。
按照另一个优选实施例，该控制方案使状态5的膝部阻尼水平基本上保持恒定而相反地调整施加膝部阻尼的角度范围。例如，该膝部阻尼是恒定的和最大的，而该阻尼被施加在一个约170°～约180°的伸展角度范围上。为了增大状态5的阻尼，启动膝部阻尼的开始伸展角度可以从约170°改变到约160°，以便对该特定的时间槽或运动速度增大状态5的阻尼。
通常，在较快的行走速度下，需要一个较大的阻尼水平来在一个可以接受的范围内保持抵抗人造膝盖的冲击力。因此，在一个优选实施例中，为了提高状态5的适应速度，该控制方案设计成在较快的行走速度下或时间槽内的阻尼水平至少像在较慢的行走速度下或时间槽内的阻尼水平一样高。
当被截肢者继续使用假膝系统110并对各种范围的行走、跑步速度采样时，状态5的膝部阻尼逐渐收敛在每个时间槽内，直到摆动的腿抵抗人造膝盖的冲击力保持在一个对基本上所有行走、跑步或其它运动速度都可以接受的水平上。每个时间槽或运动速度的最佳阻尼转矩值或分布轮廓储存在微处理器存储器150中。因此，一旦该反复适应的控制方案已经实施，被截肢者就能从慢走很快加速到快走，而始终在状态5内对不同的时间槽采样，并因而对不同的阻尼水平采样。
当病人进一步继续使用假膝系统110时，按照需要，系统110可以进行进一步的自动的精细改进和精细调整。这些优选实施例的假体是一种用临床的(修复术的)和生物力学的知识引导的自己教会和/或自己学会的系统。例如，(储存在系统存储器中的)生物力学知识包括与典型的人的行走/跑步的力学有关的信息，如上面参照图1讨论的。
有利的是，这些优选实施例的假膝系统和控制方案不需要病人特定的信息，因此不需要由假体安装师或被截肢者预先编制程序来适应不同的运动速度和不同的病人。一旦病人离开假体安装师的设施，该系统能够适应不同类型的干扰，因为该系统是适应病人和适应速度的。理想的是，这也节约时间和费用，并基本上消除或减轻在用其它方式长时间调整或试验期间对病人产生的不方便、不舒服和疲劳。
这些优选实施例的控制方案和假体允许病人进行各种各样的活动。这些活动包括在平地或斜坡上的正常行走或跑步、坐下、上下台阶或其它状况，例如当使用人提起一个手提箱时。磁流变的膝部制动器按照本发明的一种磁流变膝部制动器或驱动器的优选实施器描述于2001年1月22日提出申请的题为“电子控制的假膝”的待审查决定的美国申请书NO.09/767367中，其整个公开内容参考合并于此。为了公开内容的清楚简短，下面仅简要描述该磁流变膝部制动器或驱动器。
图8是按照本发明的一个优选实施例的一种转动的假膝制动器或磁流变(MR)制动系统210的简化示意图。膝部驱动器210包括一个基本上处于中心的芯212，芯212基本上被一个电磁铁或磁线圈214环绕或包围并与一对侧板或侧盘216、218机械耦合。依靠使一个可变的受控电流通过电磁铁214，产生一个可变的磁场。最好是，芯212和侧板216、218用铁质的可磁化的或磁性的材料之类制成。更优选的是，芯212和侧板216、218用一种高磁通饱和密度和高磁导率的磁性软材料制成。
假膝制动器或驱动器210还包括多个内叶片或内板220，它们与一个内齿槽轮222机械耦合。内齿槽轮222通常环绕或包围电磁铁214并联接或机械连接在侧板216、218上。叶片220最好围绕制动器的转动轴线224同心配置。内齿槽轮222最好可以围绕膝关节的转动轴线224转动，因此叶片或转子220和芯侧板216、218也如此。内齿槽轮222的转动对应于腿的下部(膝部以下部分)的转动或移动。
假膝制动器或驱动器210也包括多个外叶片或外板230，它们与外齿槽轮232机械耦合。外齿槽轮232基本上环绕或包围内齿槽轮222。叶片230最好围绕制动器转动轴线224同心地配置。外齿槽轮232最好可以围绕膝关节的转动轴线224转动，因此叶片或定子230也如此。外齿槽轮232的转动对应于腿的上部(膝部以上部分)的转动或移动。最好是，外齿槽轮或外壳232包括便于将假膝关节210连接到一个合适的残肢窝之类上的机构。外齿槽轮232以及因此而定子230最好基本上不转动地联接在该残肢窝或残肢上，或相对于残肢窝或残肢不可转动。
多个转子220和定子230以交替形式间置，而相邻的叶片220和230之间的空隙包括一种磁流变(MR)液体234，后者由此停留在内齿槽轮222和外齿槽轮232之间形成的空腔或通道中。在一个优选实施例中，相邻的转子220和定子230之间的空隙或微空隙中的磁流变液体234为相邻的转子220和定子230之间的润滑薄层形式。在侧板216、218和相邻的定子230之间存在的磁流变液体的剪切作用也有助于膝部阻尼。
在膝关节转动期间，转子220和定子230之间的多个空隙中的磁流变液体受到剪切而产生控制肢体转动的阻尼转矩。叶片或盘220和230最好用一种铁质的可以磁化的或磁性的材料之类做成。更优选的是，叶片或盘220和230用一种磁导率和磁软性尽可能高而机械上实用的材料做成。
膝关节驱动器210还包括一对滚珠轴承226、228，它们联接或连接在相应的侧板216、218上。滚珠轴承226、228还联接或连接在相应的侧壁或安装叉架236、238上。这样，在内齿槽轮222和安装叉架236、238之间产生一个转动联接。与外齿槽轮232结合的安装叉架236、238形成膝部驱动器210的一个主外壳。最好是，该侧壁或安装叉架236、238包括便于将假膝驱动器210连接到一个合适的暂用假肢、小腿部分之类上的机构。
最好是，中心芯212和电磁铁214也与内齿槽轮222、转子220、芯侧板216、218和安装叉架236、238的转动一起转动。定子230与外齿槽轮232的转动一起转动。
转子220相对于内齿槽轮222转动地固定，而定子230相对于外齿槽轮232转动地固定。在运动或膝部转动的各个阶段期间和围绕膝部的转动轴线224，转子220可以转动而定子230基本上转动地静止，或者定子230可以转动而转子220基本上转动地静止，或者转子220和定子230两者都可以转动或基本上转动地静止。术语“转子”和“定子”用于区分内叶片220和外叶片230，虽然转子220和定子230两者都可以转动，并说明在转子220和定子230之间产生相对的转动运动(在相邻的转子220和定子230之间的空隙中有磁流变液体受到剪切)。如果需要，叶片220可以称为“内转子”，而叶片230可以称为“外转子”。
磁铁214的驱动产生磁场，在膝部驱动器210内产生或形成回路或路径240。在一个优选实施例中，磁场240通过中心芯212、沿径向向外通过侧板218、沿横向通过间置的转子组220和定子组230及磁流变液体234，并沿径向向内通过侧板216。磁场240的通过芯212和侧板216、218的部分通常界定磁返回路径，而通过转子220、定子230和磁流变液体234的磁路通常界定活性的或起作用的磁场。
磁流变(MR)液体234遇到一个流变学或粘度变化，该变化取决于外加磁场的大小。转过来，这种液体粘度的变化决定产生的剪切力/应力、转矩或扭转阻力的大小，并因而决定假膝制动器210提供的阻尼水平。这样，通过控制该磁场的大小，人造肢体的转动运动受到控制，例如，在摆动和站立姿势相位期间控制屈曲和伸展，以便被截肢者更自然更安全地行走。
在一个优选实施例中，转子220和/或定子230可以沿横向方向242移动，并因此在磁场的影响下可以以一个由磁场强度决定的可变力来摩擦相邻的转子220和/或定子230，从而形成一个“混合的”磁流变和摩擦阻尼制动器。在另一个优选实施例中，转子220和定子230相对于齿槽轮222和232沿横向固定在位置中，因此制动效果基本上纯粹是磁流变的或粘性的。或者是，按照需要或希望，一些转子220和/或定子230可以沿横向固定，而其它转子和/或定子可以沿横向移动，适当考虑提供一个基本上感觉自然的和/或安全的假体装置和/或获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。在一个实施例中，侧板216、218可以沿横向移动并由于与相邻定子230的摩擦接触而有助于摩擦阻尼。
有利的是，通过以剪切方式操作，在本发明的磁流变驱动的假膝中不存在或只有可以忽略不计的压力积累。这基本上消除了或减少了液体泄漏和假膝失效的可能性，并因此理想地增加了装置的安全性。
同样有利的是，由本发明的优选实施例提供的多个剪切表面或磁通界面，其行为像一个转矩放大器，并允许粘性转矩水平能够逐级地上升到一个所要的最大值，而不必使用一个附加的传动装置或其它辅助部件。例如，如果1个磁通界面能够提供一个约1N-m的最大粘性转矩，那么40个磁通界面将能够提供一个约40N-m的粘性阻尼转矩。相反，如果利用一个40∶1的步进传动装置来增大粘性转矩，那么不利的是，不仅系统反射的惯性放大约1600倍，而且系统的重量、体积和复杂性也不希望有地增大了。
优选实施例的假膝驱动器的多个剪切表面或界面也有利地能够得到一个宽的动力转矩范围，后者允许病人的行走又安全和/或更自然。理想的是，优选实施例的磁流变驱动的假膝提供一个快速而精确的响应。再一次，这允许病人以安全和/或更自然的方式行动。
图9和10表示一个具有按照本发明的一个优选实施例的特点和优点的磁流变转动假膝驱动器、制动器或阻尼器210。假膝驱动器210产生最好是基本上沿膝部转动轴线224或围绕轴线224的可控耗散力。图9和10的膝部驱动器实施例在操作和结构上大体上近似于图8的膝部驱动器实施例，因此，为了公开内容清楚和简短起见，下面仅简明描述图9和10的实施例。
电子控制的膝部驱动器210总体上包括一个与一对可以转动的侧板216、218机械耦合的基本上位于中心的芯212、一个电磁铁214、多个与一可以转动的内齿槽轮222机械耦合的叶片或转子220、多个与一可以转动的外齿槽轮232机械耦合的叶片或定子230、一对用于将转动运动传递给一对外侧壁或叉架236、238的滚珠轴承226、228。转动基本上围绕膝部的转动轴线224。
多个转子220和定子230最好以交替方式间置，而相邻叶片220和230之间的空隙或微空隙包括一种磁流变(MR)液体的润滑薄层，磁流变液体因此停留在内齿槽轮222和外齿槽轮232之间形成的空腔或通道内。该优选实施例提供一个可控而可靠的人造膝关节，通过剪切相邻的转子220和定子230之间的多个空隙或磁通界面中的磁流变液体，该人造膝关节有利地具有一个宽的动力转矩范围。
最好是，利用端部有螺纹的杆248和螺母250来紧固假膝210的选定的部件，由此允许一个使用紧固件最少的直截了当的装配和拆卸程序。作为替代的办法或者补充地，按照需要或希望可以有利地使用各种其它类型的紧固件，如螺杆、销、锁、夹子等，适当考虑提供紧固连接和/或获得本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
在一个优选实施例中，假膝制动器210还包括一个屈曲止动系统或装置。通过形体上限制外侧叉架236、238和外齿槽轮232之间的转动，以及因此而限制膝关节的转动，该屈曲止动系统能控制最大可以允许的屈曲角度。
在一个优选实施例中，假膝制动器210还包括一个伸展止动系统或装置。通过形体上限制外侧叉架236、238和外齿槽轮232之间的转动，以及因此而限制膝关节的转动，该伸展止动系统能控制最大可以允许的伸展角度。
在一个优选实施例中，假膝制动器210还包括一个伸展止动系统或装置。通过形体上限制外侧叉架236、238和外齿槽轮232之间的转动，以及因此而限制膝关节的转动，该伸展止动系统能控制最大可以允许的伸展角度。
在一个优选实施例中，假膝制动器210还包括一个伸展辅助装置，来通过推动或偏压该腿而伸直该腿，从而通过施加一个受控的转矩或力来伸展该腿。各种装置中的任何一种，如一种弹簧加载的伸展辅助装置(如该技术中已知的)，都可以与本发明结合使用。
在一个优选实施例中，假膝制动器210包括以交替方式间置的40个转子220和41个定子230。这形成磁流变(MR)液体停留于其中的40个磁通界面或液体空隙。在另一个优选实施例中，转子220的数目为约10至100个，定子230的数目为11至101个，使得到达转子界面上的在磁场存在下产生制动作用的磁流变液体的数目是转子数目的两倍。在又一个优选实施例中，转子220的数目是1至100个。在又一个优选实施例中，定子230的数目是1至100个。在其它优选实施例中，按照需要或希望，转子220、定子230和/或磁通界面的数目可以有效地另外选定，适当考虑提供一个宽的动力转矩范围和/或获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
有利的是，诱生的屈服应力或粘性转矩正比于一对转子一定子之间的重叠面积乘上转子数目的两倍(到达转子界面上的在磁场存在下产生制动转矩的磁流变液体的数目)。这理想地允许通过选择或预先确定转子220和/或定子230的数目和/或相邻的转子220和/或定子230之间的重叠或配合的表面面积来增大或减小粘性转矩或屈服应力。另一个优点是，这允许对磁流变驱动的假膝制动器210的总尺寸也就是径向尺寸和横向尺寸进行控制。例如，总的膝部构型可以做成径向较长而横向较细，同时通过适当地选择磁通界面的数目和剪切表面的重叠面积而提供同样的粘性转矩范围。
最好尽可能减小相邻的转子220和定子230之间的磁流变液体空隙，因为饱和整个磁流变液体空隙所需要的能量是空隙尺寸的一个强函数。因此，有利的是，较小的空隙尺寸使磁流变驱动的制动器210更有效，并减小能量消耗。
最好是，磁流变液体空隙尺寸也选择成使得在没有外加磁场时仅存在从相邻的转子和定子表面之间的磁流变液体的剪切来的粘性阻尼力或转矩分量。也就是，在零磁场条件下在转子220和定子230之间没有摩擦转矩分量。
因此，在一个优选实施例中，通过尽可能减小磁流变液体的空隙尺寸而减少了饱和磁流变液体所需的能量，并增大了假膝的动力范围。在该实施例中，空隙不是减小得那么多，以致于在零磁场条件下一个正常的力作用在相邻的转子和定子表面之间会产生摩擦。在转子和定子之间不存在摩擦使膝关节能自由摆动，由此提供更宽的动力范围。值得注意的是，零磁场下的粘性阻尼不会随磁场空隙的减小而剧烈增大，因为磁流变液体存在一个称为剪切速率稀释的特性，在该特性下液体粘度随剪切速率的增大而减小。
在一个优选实施例中，在相邻的转子220和定子230之间的磁流变空隙尺寸或宽度为约40微米(μm)或更少。在另一个优选实施例中，在相邻的转子220和定子230之间的磁流变液体空隙尺寸或宽度处在约10μm至约100μm的范围中。在其它优选实施例中，按照需要或希望，该磁流变液体空隙尺寸可以有效地采用其它尺寸和/或构型，适当考虑提供一个具有宽的动力转矩范围的能量高效的假膝驱动器210和/或获得本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
这些优选实施例的电子控制的磁流变驱动的假膝制动器提供膝部运动的高速瞬时响应的控制，但对被截肢者是耐用而负担得起的。这些优选实施例对被截肢者有利地提供改进的稳定性、步态平衡性和能量效率或模拟和/或近似地再创造天然膝关节的动力特性。
在操作期间，按照需要，通过一个选定的或预定的电信号、电压或电流驱动一个电磁铁或磁线圈214，来产生一个基本上垂直地通过多个转子和定子表面并通过相邻的转子220和定子230之间的磁流变液体或薄层的有效的可变磁场，以产生一个可变的阻尼转矩(或转动抵抗力)，该阻尼转矩精密而准确地控制假膝210的转动运动。如上所述，按照一个优选实施例，该转矩包括一个摩擦阻尼分量。
理想的是，这些优选实施例的磁流变驱动的假膝210提供一个快速而精确的响应。磁流变微粒形式的物料在几毫秒内响应外加磁场，因此便于实时控制液体流变和膝部活动。这有利于让病人能够以一种安全和/或更自然的方式活动。
有利的是，该粘性阻尼转矩是通过磁流变液体的剪切作用而产生的。因此，在本发明的磁流变驱动的假膝210内不存在或只有可以忽略不计的压力积累或变化。这基本上消除了或减少了液体泄漏和假膝失效的可能性，并因此理想地增加了安全性。而且，不需要使用费用高的和/或相对复杂的部件如压力轴承之类来提供可靠的密封。
另一个优点是，在相邻的转子220和定子230之间的多个剪切表面或磁通界面的行为像一个转矩放大器，并允许粘性转矩水平(和/或擦摩擦转矩)能够逐级地上升到一个所要的最大值，而不必使用一个附加的传动装置或其它辅助部件。而且，选择相邻的转子220和定子230之间的重叠表面面积的灵活性也能够增大或减小可以获得的最大粘性转矩(和/或摩擦力)。因此，可以按照需要或希望理想地提供一个宽的动力转矩或转矩抵抗力范围，这增加了本发明的多用性而基本上不增加系统的体积、重量和复杂性。
在一个优选实施例中，这些优选实施例的假肢驱动器提供一个约40牛顿-米(N-m)的最大动力转矩。在另一个优选实施例中，这些优选实施例的假肢驱动器提供一个约0.5N-m至约40N-m范围内的动力转矩。在又一个优选实施例中，这些优选实施例的假肢驱动器提供一个约1N-m至约50N-m范围内的动力转矩。在其它优选实施例中，按照需要或希望，该假膝驱动器可以有效地提供其它动力转矩范围，适当地考虑获得如本文说明或提出的一个或多个益处和优点的目的。
同样有利的是，相邻的转子220和定子230之间的磁流变液体空隙的最佳变薄程度提供一个较大的最大转矩、一个较宽的动力转矩范围，并只需要较少的能量消耗，最好为10瓦或更少。这增加了这些优选实施例的磁流变驱动的假体制动器210的效率和实用性，并且也节约了费用，因为可以使用瓦数较小的和/或较不复杂的电源。
虽然本发明的部件和技术的描述带有一定程度的特殊性，但我们明确表示，在上面描述的各种特定设计、结构和方法中可以进行许多变化而并不偏离本公开内容的精神和范围。应当理解，本发明不限于本文为了示范而提出的这些实施例，而仅由对所附权利要求书的完整理解。所限定的，该权利要求书包含其每个部件的等同物的整个范围。
权利要求
1.一种自适应地控制病人安装的假膝的站立姿势相位的阻尼的方法，包括以下步骤在所述假膝中提供一个存储器，所述存储器具有储存于其中的在各种尺码的被截肢者的临床调研中建立的传感数据和站立姿势相位的阻尼之间的相互关系；利用所述假膝装置内的传感器测量当所述病人站立、行走或跑步时的瞬时传感信息；以及结合所述相互关系利用该瞬时传感信息来自动地调整适合于所述病人的站立姿势相位的阻尼，而不需要在所述假膝中对病人的特定信息预先编制程序。
2.权利要求1的方法，其特征在于，所述相互关系描述在站立姿势相位期间膝部行为的特征。
3.权利要求1的方法，其特征在于，所述存储器还有储存于其中的生物力学信息。
4.权利要求1的方法，其特征在于，所述测量瞬时传感信息的步骤包括测量轴向力的步骤。
5.权利要求1的方法，其特征在于，所述测量瞬时传感信息的步骤包括测量动量的步骤。
6.权利要求1的方法，其特征在于，所述测量瞬时传感信息的步骤包括测量膝部角度的步骤。
7.一种当病人以各种运动速度行进时自适应地控制该病人安装的假膝的摆动相位的阻尼转矩的方法，通过一条假腿连接到所述假膝上的一只假脚的地面接触时间指示所述病人的运动速度，所述方法包括下列步骤当所述病人以各种运动速度行走时在一个步态周期期间内连续测量该接触地面时间；将该接触地面时间储存在所述假膝的一个存储器内的对应于所述病人的运动速度的时间槽中；反复调整用于膝部屈曲的摆动相位阻尼，以便获得一个目标峰值屈曲角度范围，直到该阻尼收敛在每个时间槽中；反复调整用于膝部伸展的摆动相位阻尼，以控制该伸展的假腿抵抗所述假膝的人造膝盖的冲击力，直到流伸展阻尼收敛在每个时间槽中；以及利用这些收敛的阻尼值来自动控制在所有运动速度下的摆动相位阻尼；
8.权利要求7的方法，其特征在于，还包括测量膝部角部的步骤。
9.权利要求7的方法，其特征在于，还包括利用传感器测量所述冲击力的步骤。
10.权利要求7的方法，其特征在于，所述存储器具有储存于其中的一个临床测定的使所述冲击力与最佳伸展阻尼有关的关系曲线。
11.权利要求7的方法，其特征在于，还包括在一个预先确定的膝部角度范围内调整膝部伸展阻尼的步骤。
12.权利要求7的方法，其特征在于，还包括在施加膝部伸展阻尼的膝部角度范围内调整其角度范围的步骤。
13.一种在被截肢者的站立姿势相位期间用于控制膝部阻尼转矩的自适应的假膝，包括一个用于根据指令信号提供一个可变的阻尼转矩的可控的膝部驱动器；用于测量当所述被截肢者在一个支承面上行走时施加在所述假膝上的力和动量的传感器；一个有一存储器并适于向所述膝部驱动器传递指令信号并接受从所述传感器来的输入信号的控制器，所述存储器具有储存于其中的在先前的对各种尺码的病人的临床调研中建立的传感数据和站立姿势相位阻尼之间的关系曲线；由此，所述控制器结合所述关系曲线而使用从所述传感器来的传感数据，以自适应地和自动地控制在站立姿势相位期间由所述膝部驱动器提供的阻尼转矩，而与被截肢者尺码的任何现有知料无关。
14.权利要求13的假膝，其特征在于，所述膝部驱动器包括一个磁流变制动器。
15.权利要求13的假膝，其特征在于，所述膝部驱动器包括一个粘性转矩制动器。
16.权利要求13的假膝，其特征在于，所述膝部驱动器包括一个气动制动器。
17.权利要求13的假膝，其特征在于，所述膝部驱动器包括一个干摩擦制动器。
18.权利要求13的假膝，其特征在于，所述传感器包括多个应变仪。
19.权利要求13的假膝，其特征在于，还包括一个测量膝部角度的角度传感电位计。
20.权利要求13的假膝，其特征在于，所述存储器还有储存于其中的生物力学信息，以控制阻尼的调整。
21.权利要求13的假膝，其特征在于，还包括一个安全系统，用于当所述控制器检测到一个系统误差时使该假膝处在不履行安全方式中。
22.权利要求21的假膝，其特征在于，还包括一个音响警报发送器，用来在该不履行安全方式启动之前警告该被截肢者。
23.权利要求21的假膝，其特征在于，还包括一个振动发送器，用来在该不履行安全方式启动之前警告该被截肢者。
24.权利要求13的假膝，其特征在于，还包括一个安置所述膝部驱动器和所述控制器的框架。
25.一种假体装置，包括如权利要求24中所述的假膝；一个与所述假膝机械耦合并适于接纳被截肢者的残肢的残肢窝；一个与所述假膝机械耦合的假小腿部分；以及一只与所述假小腿部分机械耦合的假脚。
全文摘要
本发明涉及一种用于一个假膝(110)的自动适应速度和适应病人的控制方案和系统。该控制方案和系统利用假膝(110)装置内测到的传感信息来对一个在各种各样运动行为下的特定的假膝安装者自动地调整站立姿势和摆动相位的膝部抵抗力。有利的是，不需要由假体安装师或病人将病人特定信息在假膝(110)中预先编制程序。一旦病人离开假体安装师的设施，该系统(110)能够自适应各种类型的干扰，因为该系统是自适应病人和自适应速度的。
文档编号A61F2/68GK1431888SQ01810401
公开日2003年7月23日 申请日期2001年3月29日 优先权日2000年3月29日
发明者H·M·赫尔, A·维尔肯菲尔德, O·布勒克 申请人:麻省理工学院