CN102036626A - 经股的假肢系统和用于操作该系统的方法 - Google Patents

经股的假肢系统和用于操作该系统的方法 Download PDF

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Abstract

本发明的某些实施方式涉及增强经股的假肢装置(3000)的功能性。在一个实施方式中，经股的假肢装置(3000)被设置为使得假肢膝盖(3200)保持与平地上行走的健康膝盖相符的负荷，同时假肢脚踝(3100)调节用于上行或下行。在某些实施方式中，调节例如脚趾抬高功能是在经股的假肢装置使用者的大约三步之后和/或在每一步都具有至少约0.55米/秒的步速时自动进行的。

Description

经股的假肢系统和用于操作该系统的方法
相关申请
本申请要求2008年3月24日提交的申请号为61/039,055的美国临时申请的权益，是2006年2月15日提交的申请号为11/355,047的美国专利申请的部分继续申请(代理人案号：OSSUR.061A)，该申请分别要求2005年2月16日和2005年5月10日提交的申请号为60/653,717和60/679,953的美国临时申请的优先权，并且是2005年2月11日提交的申请号为11/056,344的美国专利申请的部分继续申请(代理人案号：OSSUR.053A)，该申请分别要求2004年2月12日和2004年7月15日提交的申请号为60/544,259和60/588,232的美国临时申请的优先权。上述申请中的每一件都通过引用其全部内容而并入本文并且应该被认为是本说明书的一部分。
技术领域
本发明主要涉及假肢和矫形肢体，并且另外涉及用于配置、同步和优化病人携带的假肢和矫形装置的自适应控制系统的系统和方法。
背景技术
全世界数以百万计的个人依赖于假肢和/或矫形装置以弥补残疾例如截肢或衰竭并帮助恢复受伤肢体。矫形装置包括用于身体可移动部分的支撑、对齐、阻止、保护、矫正畸形或功能改善的外用装置。假肢装置包括用作缺失的身体部分例如手臂或腿的人造替代品的装置。
随着个人平均寿命的延长以及衰竭性疾病例如糖尿病的流行，残疾人和截肢患者的数量每年都在增长。因此，对于假肢和矫形装置的需求也在增加。常规的矫形器经常被用于支撑关节例如个人的脚踝或膝盖，并且矫形器的动作通常完全取决于使用者的能量消耗。某些常规的假肢装有人工移动关节而与截肢患者没有任何交互的基本控制器并且只能够进行基本动作。这样的基本控制器没有考虑工作环境的动态条件。这些常规的假肢和矫形装置的被动性通常会导致动作的不稳定性、残疾人或截肢患者身体上的高能量、步态的偏差以及其他短期和长期的负面效果。对于腿部的矫形器和假肢来说更是如此。
例如连接至人肢体的假肢和矫形装置也已从电子技术的进步当中获益。电控的假肢或矫形装置，通常可以被称作“机电式”装置，例如假肢脚踝或膝盖，能够为装有这种系统的病人提供更加安全和更为自然的动作。但是，电子技术的进步看起来已经超越了控制系统的进步。因此，用于假肢系统的控制系统能够从智能结构中受益。
而且，用于假肢和矫形系统的电子控制系统的发展形成了对于同步由单个病人佩戴的多个装置例如假肢膝盖和假肢脚踝的系统和方法的需求。彼此独立地操作多个控制系统可能就无法给病人提供稳定、协调的动作。另外，多个假肢装置的独立结构也可能是不方便的。因此，希望能有在这样的控制系统之间进行配置、通信和同步的系统和方法。而且，希望能有在这样的控制系统中增加、替换或扩充软件部分的系统和方法。
发明内容
因此，本发明的一个实施方式包括独立驱动并模仿健康肢体的自然动作并且特别是模仿健康脚踝动作的假肢或矫形系统。本发明的另一个实施方式包括管理假肢或矫形系统动作以帮助残疾人或截肢患者移动的传感器系统和控制系统。
本发明的一个实施方式包括与肢体动作相关联的系统。在一个实施方式中，该系统包括足部单元；具有上端和下端的连接元件，其中下端被枢轴连接至足部单元的第一位置；以及有效连接至足部单元和连接元件的致动器，其中致动器被设置用于主动调节连接元件和足部单元之间的角度。例如，足部单元可以是假肢或矫形装置。
本发明的另一个实施方式包括用于模仿脚踝自然动作的假肢系统。在一个实施方式中，该假肢系统包括假肢足部；连接至假肢足部第一位置的枢轴组件，其中第一位置靠近假肢足部的自然脚踝位置；沿胫骨方向延伸的下肢元件，下肢元件具有上端和下端，其中下肢元件的下端被有效连接至枢轴组件；以及有效连接至假肢足部和下肢元件的致动器，其中致动器被设置用于围绕枢轴组件主动调节下肢元件和假肢足部之间的角度。
本发明的一个实施方式包括用于控制与肢体动作相关联装置的方法。在一个实施方式中，该方法包括用至少一个传感器监测与肢体相连的可致动装置的动作；生成指示所述动作的数据；用处理模块来处理数据以确定可致动装置当前的运动状态；并根据确定的运动状态来调节可致动装置，其中所述调节包括充分地模仿健康脚踝的动作。例如，可致动装置可以是假肢或矫形器。
本发明的另一个实施方式包括用于控制假肢脚踝装置的方法。在一个实施方式中，该方法包括用至少一个传感器监测可致动假肢脚踝装置的动作，其中至少一个传感器生成指示假肢脚踝装置动作的数据；用控制模块来接收和处理数据以确定可致动假肢脚踝装置当前的运动状态；根据确定的运动状态用控制模块输出至少一种控制信号；并至少根据控制信号来调节可致动假肢脚踝装置，其中所述调节包括充分地模仿健康脚踝的动作。
在一个实施方式中，提供的假肢或矫形系统具有脚踝动作受控的足部。该假肢或矫形系统当中包括下肢元件、致动器和足部单元。致动器被设置用于通过调节下肢元件和足部单元之间的角度来模仿脚踝的动作。该假肢或矫形系统还包括帮助将下肢元件连接至另一个假肢或矫形元件、连接至截肢患者的残肢或者连接至另一部件的连接部分。该假肢或矫形系统还可以包括可再充电电池以为系统的致动器或系统的其他部件供电。本发明的实施方式包括了用于经胫(transtibial)截肢患者和经股(transfemoral)截肢患者的系统。
在本发明的另一个实施方式中，假肢或矫形系统包括用于获取假肢或矫形装置的位置和移动信息的传感器系统。该信息可以被实时处理以预测假肢或矫形装置的合理动作并因此调节假肢或矫形装置。
在本发明的一个实施方式中，提供的系统结构具有传感器模块、中央处理单元、存储器、外部接口、控制驱动模块、致动器和脚踝装置。该系统结构可以通过外部接口从外部来源例如使用者或电子装置接收指令和/或数据。
在一个实施方式中，也可以提供控制系统来管理矫形器或假肢的动作。在一个实施方式中，控制系统管理致动器例如螺杆电机的动作。这样的动作控制可供使用者在上斜面、下斜面或楼梯上完成动作。在一个实施方式中，控制系统可以被设置用于通过传感器监测健康肢体的动作并利用测量值来控制假肢或矫形器的动作。控制系统还可以管理矫形器或假肢的致动器或其他部分的阻尼。
在一个实施方式中，提供了用于控制假肢或矫形装置致动的方法。该方法包括在可致动的假肢或矫形装置上提供一个或多个传感器。从传感器接收的数据被处理并用于确定假肢装置当前的运动状态。处理单元利用至少一部分从传感器接收的数据，随后预测假肢或矫形装置的动作。在一个实施方式中，提供假肢脚踝以模仿健康脚踝的动作。一个或多个传感器可以包括例如陀螺仪和/或加速计。在本发明的另一个实施方式中，除非是使用者的运动类型被处理单元确定为具有高于预定阈值的安全问题，否则不会对可致动假肢或矫形装置进行调节。
在另一个实施方式中，提供了用于识别矫形或假肢装置动作的方法。该方法包括在装置移动时从安置在矫形或假肢装置上的一个或多个传感器接收数据。根据通过传感器接收的数据生成波形。通过将该波形与用于特定动作类型的已知波形相关联来识别矫形或假肢装置的具体动作。例如，已知波形可以由使用者输入或者从外部装置或系统中下载。波形可以被存储在假肢或矫形装置的存储器内。
在另一个实施方式中，提供了用于致动脚踝辅助装置的方法。通过提供计算机控制以提供装置第一和第二部分之间的相对动作来致动该装置。在一个实施方式中，该装置是矫形器。在另一个实施方式中，该装置是假肢。在一个实施方式中，计算机控制预测装置的后续动作。在另一个实施方式中，计算机控制从接收关于环境变量和/或假肢或矫形装置动作或位置信息的至少一个传感器模块接收输入。在另一个实施方式中，计算机控制从接收关于健康肢体动作或位置信息的至少一个传感器模块接收输入。
本发明的一个实施方式包括被设置用于连接至肢体的装置。该装置包括第一部分和第二部分，第一和第二部分相对于彼此可移动以模仿自然的人体关节。该装置还包括将第一和第二部分连接在一起并且被设置用于调节第一和第二部分之间角度的致动器。致动器包括有效连接至定子的转子以及被设置用于旋转转子的电机，其中致动器在步态循环的所需阶段期间被选择性地锁定。
本发明的另一个实施方式包括被设置用于连接至肢体的装置。该装置包括第一部分和第二部分，第一和第二部分相对于彼此可移动以模仿自然的人体关节。该装置还包括将第一和第二部分连接在一起并且被设置用于调节第一和第二部分之间角度的致动器。致动器包括有效连接至定子的转子以及被设置用于旋转转子的电机。该装置还包括用于使对转子的摩擦最小化的装置。
本发明的又一个实施方式包括被设置用于连接至肢体的装置。该装置包括第一部分和第二部分，第一和第二部分相对于彼此可移动以模仿自然的人体关节。该装置还包括将第一和第二部分连接在一起并且被设置用于调节第一和第二部分之间角度的致动器。致动器包括有效连接至定子的转子以及被设置用于旋转转子的电机，其中电机被围绕转子设置。
本发明的另一个实施方式包括被设置用于连接至肢体的假肢装置。该装置包括假肢足部和连接至假肢足部的枢轴组件，枢轴组件模仿自然的人体脚踝关节。该装置还包括具有上端和下端的支撑元件，其中支撑元件下端被有效连接至枢轴组件。假肢装置还包括有效连接至假肢足部和支撑元件的致动器，致动器被设置用于围绕枢轴组件调节支撑元件和假肢足部之间的角度，其中致动器在假肢足部步态循环的所需阶段期间被选择性锁定。
在又一个实施方式中，提供的致动器包括围绕致动器主轴延伸的狭长元件。致动器还包括可旋转地连接至狭长元件的转子和有效连接至转子的定子。至少一块磁铁被设置在转子和定子之间，磁铁被设置用于在转子和定子之间施加磁力。致动器还包括被设置用于相对于狭长元件转动转子的电机，其中至少一块磁铁被设置用于最小化转子和定子之间的摩擦。
在本发明的另一个实施方式中，提供的致动器包括围绕致动器主轴延伸的狭长元件。致动器还包括可旋转地连接至狭长元件的转子和有效连接至转子的定子。滚珠轴承被设置在转子和定子之间。致动器还包括被设置用于相对于狭长元件转动转子的电机，其中滚珠轴承被设置用于最小化转子和定子之间的摩擦。
在本发明的又一个实施方式中，提供的致动器包括围绕致动器主轴延伸的狭长元件。转子被可旋转地连接至狭长元件且定子被有效连接至转子。致动器还包括围绕转子设置并且被设置用于相对于狭长元件转动转子的电机。
在另一个实施方式中，提供的致动器包括围绕致动器主轴延伸的狭长元件。致动器还包括可旋转地连接至狭长元件的转子、围绕转子设置的护圈以及有效连接至转子的定子。电机被设置用于相对于狭长元件转动转子，其中转子和护圈选择性地啮合以阻止转子转动。
在另一个实施方式中，提供了操作连接至肢体的假肢装置的方法。该方法包括提供被设置用于连接至肢体的假肢装置，该装置模仿自然的人体关节并具有第一部分和第二部分，两部分可以相对于彼此绕关节移动。该方法还包括提供连接至第一部分和第二部分的致动器，调节第一部分和第二部分之间的角度并在步态循环的所需阶段期间选择性地锁定致动器。
在又一个实施方式中，提供了操作连接至肢体的假肢装置的方法。该方法包括提供被设置用于连接至肢体的假肢装置，该装置模仿自然的人体关节并具有第一部分和第二部分，两部分可以相对于彼此绕关节移动。该方法还包括提供连接至第一部分和第二部分的致动器，调节第一部分和第二部分之间的角度并在步态循环的所需阶段期间主动地使对致动器转子的摩擦最小化。
在另一个实施方式中，公开了用于测量下肢假肢装置的转动动作的系统。该系统包括假肢足部以及具有上端和下端的连接元件。该系统还包括将连接元件下端可旋转地连接至假肢足部以允许假肢足部围绕延伸穿过枢轴组件的旋转轴转动的枢轴组件，其中枢轴组件被设置用于充分地模仿自然的脚踝关节。该系统进一步包括连接至枢轴组件并且被设置用于检测假肢足部围绕旋转轴转动的传感器组件，其中至少一部分传感器组件被设置用于围绕旋转轴转动并且被沿着旋转轴固定设置以充分消除其他动作。
在另一个实施方式中，公开了用于测量与肢体相连装置的转动动作的系统。该系统包括足部单元以及具有上端和下端的连接元件。该系统还包括将连接元件下端可旋转地连接至足部单元以允许足部单元围绕延伸穿过枢轴组件的轴线转动的枢轴组件，其中枢轴组件被设置用于充分地模仿自然的脚踝关节。该系统进一步包括连接至枢轴组件并且被设置用于检测足部单元围绕轴线的转动以及充分忽略足部单元相对于轴线的轴向和径向移动的传感器组件。
在另一个实施方式中，公开了用于测量与下肢相连装置的转动动作的系统。该系统包括用于接触地面的足部装置以及用于将足部装置连接至病人的装置。该系统还包括用于将足部装置可转动地连接至用于连接的装置下端的装置以允许足部装置围绕延伸穿过可转动连接装置的轴线转动的装置，其中用于可转动连接的装置充分地模仿脚踝关节。该系统进一步包括连接到用于可转动连接的装置用于测量的装置，用于测量的装置进一步被设置用于检测足部装置围绕轴线的转动，并且被设置以大致忽略足部装置相对于轴线的轴向和径向移动。
在另一个实施方式中，公开的假肢系统模仿处于放松位置的自然脚踝动作。该假肢系统包括假肢脚踝关节，由足部单元和可移动地连接至足部单元以模拟自然人体脚踝关节的上部元件构成。该系统进一步包括被设置用于自动调节假肢脚踝关节状态的控制器，其中控制器被设置用于在接收到指示使用者的移动至放松位置的数据之后将假肢脚踝关节自动地调节至放松状态。
在另一个实施方式中，公开了用于模仿处于放松位置的脚踝自然动作的假肢系统。该假肢系统包括假肢足部。该假肢系统进一步包括连接至假肢足部第一位置的枢轴组件，其中第一位置靠近假肢足部的自然脚踝位置。该假肢系统进一步包括沿胫骨方向延伸的下肢元件，下肢元件具有上端和下端，其中下肢元件的下端被有效连接至枢轴组件。该假肢系统进一步包括连接至假肢足部和下肢元件的致动器，其中致动器被设置用于围绕枢轴组件调节下肢元件和假肢足部之间的角度。该假肢系统进一步包括被设置用于检测假肢系统使用者位置的至少一个传感器。该假肢系统进一步包括被设置用于操作致动器的控制器。关于上述的假肢系统，至少一个传感器被设置用于将指示使用者何时处于放松位置的数据传输至控制器，所述放松位置由使用者将假肢系统设置在相对于地面的确定角度范围内达到确定的时间量并且假肢系统具有的加速度小于最大阈值来确定，并且其中控制器被设置用于操作致动器以促使假肢足部和下肢组件之间的角度围绕枢轴组件增加以使得假肢足部相对于下肢组件变得更加脚底弯曲。
在另一个实施方式中，公开了用于调节假肢脚踝装置的方法。该方法包括用至少一个传感器监测假肢脚踝装置使用者的动作。该方法进一步包括生成指示动作的数据。该方法进一步包括用处理模块处理数据以确定使用者是否处于放松位置。该方法进一步包括基于使用者是否处于放松位置来调节假肢脚踝装置，其中调节假肢脚踝装置包括自动调节假肢脚踝装置的可设置元件。
在另一个实施方式中，公开了用于调节假肢脚踝装置的方法，假肢脚踝装置包括假肢足部和围绕自然人体脚踝关节可移动地连接在某一位置的肢体元件。该方法包括用至少一个传感器测量假肢脚踝装置相对于地面的角度以及装置的加速度。该方法进一步包括确定假肢脚踝装置相对于地面的角度是否落在确定的角度范围内。该方法进一步包括确定装置的加速度是否高于或低于阈值加速度。该方法进一步包括在确定了脚踝装置相对于地面的角度落在确定的角度范围内之后以及在确定了装置的加速度高于或低于阈值加速度之后将假肢足部和肢体元件之间的角度调节为脚底弯曲或脚背弯曲结构。
在另一个实施方式中，公开了用于操作由使用者佩戴的假肢脚踝的方法。该方法包括提供由足部单元和下肢元件构成的假肢脚踝，足部单元和下肢元件被设置用于围绕自然人体脚踝的某一位置转动。该方法进一步包括在使用者用假肢脚踝移动时检测表面的上倾斜或下倾斜。该方法进一步包括根据检测到的上倾斜或下倾斜调节足部单元和下肢元件之间的角度。
在另一个实施方式中，公开了用于操作由使用者佩戴的假肢脚踝的方法。该方法包括提供由足部单元和下肢元件构成的假肢脚踝，足部单元和下肢元件被设置用于围绕自然人体脚踝的某一位置转动。该方法进一步包括测量使用者用假肢脚踝移动时所处的地形变量。该方法进一步包括根据测量的地形变量来调节足部单元和下肢元件之间的角度。
在另一个实施方式中，公开了用于操作由使用者佩戴的假肢脚踝的方法。该方法包括提供由足部单元和下肢元件构成的假肢脚踝，足部单元和下肢元件被设置用于围绕自然人体脚踝的某一位置转动。该方法进一步包括测量使用者用假肢脚踝移动时所处表面的表面角。该方法进一步包括计算用于在表面上移动的足部单元和下肢元件之间的所需角度，其中计算至少部分地基于测得的表面角进行。该方法进一步包括将足部单元和下肢元件之间的角度调节为所需角度。
一个实施方式是用于控制人的肢体动作的系统。该系统可以包括多个机电装置。多个机电装置中的每一个都与多个机电装置中的至少另外一个相通信。至少一个机电装置控制致动器。在一个这样的实施方式中，多个机电装置中的至少一个被设置用于根据通信数据生成用于多个机电装置中的至少另外一个的控制状态。在一个实施方式中，通信数据被用于同步机电装置。在一个实施方式中，每一个机电装置都包括人工关节。在一个实施方式中，多个机电装置中的至少一个包括假肢膝盖并且机电装置中的至少一个包括假肢脚踝。
另一个实施方式是机电装置，用于控制人肢体与至少另一个机电装置的协同动作。该机电装置包括被设置用于与至少另一个机电装置进行数据通信的通信接口，被设置用于获得指示肢体的至少一个动作参数数值的传感器；被设置用于影响机电装置的至少一个动作参数的致动器，以及被设置用于根据接收的通信数据和至少一个动作参数值来激活致动器的处理器。在一个实施方式中，通信数据可以包括从传感器获得的参数值。在另一个实施方式中，通信数据可以包括从其他机电装置接收到的状态机数据。而在另一个实施方式中，通信数据可以包括从其他机电装置接收到的结构数据。
另一个实施方式是机电装置，用于控制人肢体与至少另一个机电装置的协同动作。该机电装置包括被设置用于与至少另一个机电装置进行数据通信的通信接口，以及被设置用于生成至少另一个机电装置的控制状态的处理器。该处理器进一步被设置用于通过通信接口进行与控制状态有关的数据通信。机电装置进一步包括由处理器控制的致动器以实现人的肢体动作。在另一个实施方式中，通信数据可以包括在由处理器执行时被设置用于影响控制状态选择的软件。在一个实施方式中，通信数据包括由其他机电装置的至少一个传感器获得的数据。在一个实施方式中，通信数据包括由其他机电装置的至少一个传感器获得的结构数据。在一个实施方式中，处理器被进一步设置用于根据控制状态来确定至少一个致动器控制指令，并且在其中通信数据包括至少一个致动器控制指令。
另一个实施方式是将第一机电装置与第二机电装置同步的方法。该方法包括从第二机电装置到第一机电装置进行数据通信。该方法进一步包括响应于接收到的数据生成控制状态。该方法进一步包括至少部分地根据控制状态来控制第二机电装置上的致动器。在一个实施方式中，该方法进一步包括响应于控制状态生成指令以控制第二机电装置的致动器。在一个实施方式中，该方法进一步包括响应于通信数据生成指令以控制第一机电装置的致动器。在一个实施方式中，接收到的数据包括从第二机电装置接收的传感器数据。在另一个实施方式中，接收到的数据包括至少一部分指示控制状态的信息。而在另一个实施方式中，接收到的数据包括计算机软件并且至少部分地通过运行计算机软件来实现控制状态。
另一个实施方式是用于控制与肢体相连的装置动作的系统。该系统包括机电装置。该系统进一步包括与人肢体相连的给机电装置提供动作参数数据的传感器。机电装置利用动作参数数据进行同步。在一个实施方式中，传感器接收来自人体神经系统的信号。在一个实施方式中，传感器接收来自与测量肢体相连的传感器的信号。在一个实施方式中，动作参数数据被用于与另一个机电装置同步。在一个这样的实施方式中，另一个机电装置给该机电装置提供动作参数数据。
一个实施方式是用于将计算装置与和肢体相连的装置同步的方法。该方法包括在机电系统和计算装置之间进行数据通信，将数据存储在计算装置中，响应于数据而在机电系统中生成控制状态，并至少部分地根据控制状态来控制第二机电系统中的致动器。
另一个实施方式是连接至人体的机电系统。该装置包括被设置用于提供指示人体动作的数据的传感器。致动器被设置用于控制至少一部分人体的动作。处理器被设置用于执行指令，指令被设置用于根据传感器数据来控制致动器。通信接口被设置用于和数据源进行数据通信。处理器被进一步设置用于从数据源接收至少一部分指令。在一个实施方式中，机电系统可以在两个或多个机电装置中包括分离的处理、测量、致动和通信。
在一个实施方式中，提供了能够模仿健康腿部步态(gait)的经股的假肢(transfemoral prosthetic)装置。该经股的假肢装置具有足部单元以及具备上端和下端的胫骨元件。胫骨元件的下端被可转动地连接至足部单元上的某一位置。第一致动器被有效连接至足部单元和胫骨元件，并且被设置用于主动调节胫骨元件和足部单元之间的角度。经股的假肢装置还具有具备上端和下端的股骨元件。股骨元件的下端被可转动地连接至胫骨元件的上端。第二致动器被有效连接至胫骨元件和股骨元件，并且被设置用于主动调节股骨元件和胫骨元件之间的角度。
在另一个实施方式中，提供了控制经股的假肢装置的方法。该方法包括用至少一个传感器来监测经股的假肢装置的位置和动作中的至少一个，其中该装置包括足部单元，可转动地连接至足部单元的胫骨元件，有效连接至足部单元和胫骨元件的第一致动器，可转动地连接至胫骨元件的股骨元件，以及有效连接至胫骨元件和股骨元件的第二致动器。第一致动器被设置用于调节足部单元和胫骨元件之间的角度，而第二致动器被设置用于调节胫骨元件和股骨元件之间的膝盖角度。该方法还包括生成指示位置和动作中的至少一个的数据并用处理模块处理数据以确定步态循环的阶段。另外，该方法包括在迈步阶段期间致动第一致动器以用充分模仿健康脚踝动作的方式来相对于胫骨元件移动足部单元，并在迈步阶段期间致动第二致动器以用充分模仿连接至健康脚踝关节的健康膝关节动作的方式来相对于股骨元件移动胫骨元件。
在另一个实施方式中，提供了用于控制经股的假肢装置的方法。该方法包括在至少一个步态循环内用至少一个传感器来监测与肢体相连的经股的装置的位置和动作中的至少一个，其中该装置包括足部单元、可转动地连接至足部单元的胫骨元件、有效连接至足部单元和胫骨元件的第一致动器、可转动地连接至胫骨元件的股骨元件以及有效连接至胫骨元件和股骨元件的第二致动器。第一致动器被设置用于调节足部单元和胫骨元件之间的角度，而第二致动器被设置用于调节胫骨元件和股骨元件之间的膝盖角度。该方法进一步包括在至少一个步态循环内生成指示位置和动作中的至少一个的数据并用处理模块处理数据以确定数据是否对应于多种地形中的一种，其中确定多种地形的信息被储存在装置的存储器内。该方法进一步包括确定对应于确定地形的脚踝角度调节值和膝盖角度调节值，并根据对应于确定地形而确定的脚踝角度调节值和膝盖角度调节值来调节装置。调节包括致动第一致动器以用充分模仿健康脚踝动作的方式来相对于足部单元移动胫骨元件。脚踝角度调节值被应用于后续步态循环的迈步阶段，直到检测出从确定地形到不同地形的状态转换为止。调节进一步包括致动第二致动器以用充分模仿连接至健康脚踝的健康膝盖动作的方式来相对于胫骨元件移动股骨元件。
在又一个实施方式中，提供了使用动作受控的脚踝装置和经股的假肢装置来模仿自然的经股的步态的方法。该方法包括选择与健康腿部长度基本相同的经股的装置并将动作受控的脚踝装置连接至经股的假肢装置，其中动作受控的脚踝装置能够通过在迈步期间提供脚趾间隙来模仿健康脚踝的动作。该方法进一步包括基本上无需调节正常的健康行走所需的髋部动作即可用经股的假肢装置行走。
在又一个实施方式中，提供了使用动作受控的脚踝装置和经股的假肢装置来模仿自然的经股的步态的方法。该方法包括选择与健康腿部长度基本相同的经股的装置，将动作受控的脚踝装置连接至经股的假肢装置，其中动作受控的脚踝装置能够通过调节至不同地形来模仿健康脚踝的动作，并且基本上无需调节正常的健康行走所需的髋部动作即可用经股的假肢装置行走。
而在另一个实施方式中，提供了用于经股的使用者的假肢系统。该系统包括假肢膝盖装置以及被设置用于在迈步期间抬高假肢膝盖装置的脚趾部分的假肢脚踝装置。该系统可以进一步包括单个控制器以致动假肢膝盖装置和假肢脚踝装置。附加地和/或可选地，假肢脚踝装置可以被进一步设置用于优化假肢膝盖装置的功能。
在另一个实施方式中，提供了优化假肢装置用于另一假肢装置的方法。该方法包括提供第一假肢装置，提供可与第一假肢装置协同操作的第二假肢装置，并操作第二假肢装置以优化第一假肢装置的操作。该方法进一步包括同步第一假肢装置和第二假肢装置的动作。
在又一个实施方式中，提供了操作用于经股的使用者的假肢系统的方法。该方法包括提供假肢膝盖，膝盖具有可以围绕膝关节用关节连接的腿上部和腿下部；给假肢膝盖提供假肢脚踝，假肢脚踝具有可以围绕膝关节用关节连接的腿部和足部；操作假肢脚踝以优化用于经股的使用者的假肢膝盖的操作。在某些实施方式中，与用于经胫的使用者相比，通过更加快速地对地形条件进行调节，例如通过减少调节装置之前的监测步骤数量来优化用于经股的使用者的假肢脚踝装置。在某些实施方式中，通过降低提供脚趾间隙时的最低速度来优化用于经股的使用者的假肢脚踝装置。在某些实施方式中，通过激活、禁用或修改放松模式来优化用于经股的使用者的假肢脚踝装置。在某些实施方式中，通过在用于经股的使用者的学习模式下校正装置来优化用于经股的使用者的假肢脚踝装置。在某些实施方式中，通过在比提供给经胫的使用者使用的更陡的斜度期间提供脚趾间隙来优化用于经股的使用者的假肢脚踝装置。在某些实施方式中，通过激活、禁用或修改楼梯模式来优化用于经股的使用者的假肢脚踝装置。
而在另一个实施方式中，提供了优化假肢装置用于各种生理状态的方法。该方法包括提供其功能会影响某种生理状态的假肢装置，并优化假肢装置用于该生理状态。
在一个实施方式中，提供的与肢体相连的经股的假肢装置包括足部单元和可转动地连接至足部单元的胫骨元件。第一致动器被有效连接至足部单元和胫骨元件并且被设置用于调节胫骨元件和足部单元之间的角度。股骨元件被可转动地连接至胫骨元件以确定膝关节。第二致动器被有效连接至胫骨元件和股骨元件，并且被设置用于主动调节胫骨元件和股骨元件之间的角度。至少一个传感器被设置在经股的装置上并且被设置用于在至少一个步态循环内监测经股的装置的位置和动作中的至少一个，以及在至少一个步态循环内生成指示位置和动作中的至少一个的数据。经股的假肢装置还包括存储模块。处理模块被设置用于确定数据何时会对应于多种确定地形中的一种。确定多种地形的信息被存储在存储模块内。处理模块被进一步设置用于确定对应于确定地形的脚踝角度调节值和膝盖角度调节值。根据确定的脚踝角度调节值和膝盖角度调节值来调节装置，处理模块被进一步设置用于致动第一致动器，以用充分模仿健康脚踝动作的方式来相对于胫骨元件调节足部单元，并且致动第二致动器以用充分模仿健康膝盖动作的方式来相对于胫骨元件调节股骨元件。脚踝角度调节值被应用于后续步态循环的迈步阶段，直到检测出地形转换为止。
在另一个实施方式中，提供了控制经股的假肢装置的方法。该方法包括用至少一个传感器监测经股的假肢装置的位置和动作中的至少一个。该装置包括足部单元、可转动地连接至足部单元的胫骨元件以及被有效连接至足部单元和胫骨元件的第一致动器。第一致动器被设置用于主动调节足部单元和胫骨元件之间的角度。股骨元件被可转动地连接至胫骨元件。第二致动器被有效连接至胫骨元件和股骨元件并且被设置用于调节胫骨元件和股骨元件之间的角度。该方法进一步包括生成指示位置和动作中的至少一个的数据。随后处理数据以确定步态循环的阶段。在步态循环阶段中的迈步阶段，致动第一致动器以用充分模仿健康脚踝动作的方式来相对于胫骨元件移动足部单元，并且致动第二致动器以用充分模仿连接至健康脚踝关节的健康膝关节动作的方式来相对于股骨元件移动胫骨元件。
在另一个实施方式中，提供了能够模仿健康腿部的经股的假肢系统。该系统包括足部单元以及具有上端和下端的胫骨元件。下端被可转动地连接至足部单元。第一致动器被有效连接至足部单元和胫骨元件，并且被设置用于主动调节胫骨元件和足部单元之间的角度。股骨元件具有上端和下端。下端被可转动地连接至胫骨元件的上端。第二致动器被有效连接至胫骨元件和股骨元件并且被设置用于主动调节股骨元件和胫骨元件之间的角度。
在考虑了本公开之后，并且特别是在阅读了“具体实施方式”部分之后，应该即可理解本发明的特征如何提供了以下优点，包括提供的假肢或矫形控制系统为其使用者提供了更加自然和舒适的移动并且使得能够更为方便和直观地配置、增加、更换或扩展控制系统的软件。
为了进行总结，在本文中介绍了一些应用、优点和新颖性特征。应该理解根据任一特定实施方式并不是必须要实现全部的这些优点。因此，可以用实现本文中所教导的一个优点或一组优点而不必实现本文中所教导或建议的其他优点的方式来实施或实现本发明。
附图说明
图1是根据本发明的一个实施方式具有脚踝动作受控足部单元的下肢假肢的透视图。
图2是图1中下肢假肢的透视图，其中移除盖罩以示出假肢的内部构件。
图3是图2中的下肢假肢的侧视图。
图4是图2中的下肢假肢的后视图。
图5是图1中的下肢假肢的侧视图，将示出的盖罩部分地移除，其中脚踝动作受控的足部被调节用于适应上倾斜。
图6是图5中的下肢假肢的侧视图，其中脚踝动作受控的足部被调节用于适应下倾斜。
图7是示出了假肢足部单元示范性实施方式上的脚踝转动点和人体足部的自然脚踝关节之间相互关系的示意图。
图8是示出了假肢或矫形系统的示范性实施方式在水平面上完整的一步期间的脚踝动作范围。
图9是具有脚踝动作受控足部的假肢或矫形系统的控制系统结构示范性实施方式的方块图。
图10是根据本发明的一个实施方式示出了可用于调节假肢或矫形系统中脚踝角度的控制信号的表格。
图11是示出了假肢或矫形系统的控制与对应的测量肢体动作之间关系的示范性实施方式的示意图。
图12A是下肢假肢的另一个实施方式的透视图。
图12B是图12A中的下肢假肢的侧视图。
图12C是图12B中的下肢假肢沿平面M-M的截面图。
图13是可以被用于和图12A中的下肢假肢一起使用的致动器的一个实施方式的透视图。
图14是图13中致动器的侧视图。
图15是图13中致动器的后视图。
图16是图13中致动器的顶视图。
图17是图13中致动器的截面侧视图。
图18是图13中致动器的分解图。
图19是示出了图12A中所示假肢的不同动作阶段的流程图。
图20是根据本发明的另一个实施方式具有脚踝动作受控的足部单元的下肢假肢的分解图。
图21是可以和图20中的下肢假肢一起使用的传感器组件的分解图。
图22是示出了用于相应的上倾斜/下倾斜角度的优选脚踝相应角度的示意图。
图23是示出了包括多个机电装置的系统的一个实施方式的方块图。
图24是更加详细地示出了与图23中系统的一个实施方式内的其他装置通信的机电装置的一个实施方式的方块图。
图25示出了用于和机电装置一起使用的仪表程序的一个实施方式的使用者界面。
图26A是图1中系统的包括假肢膝盖和假肢脚踝在内的示范性实施方式的示意性方块图。
图26B是图1中系统的包括假肢膝盖和假肢足部在内的示范性实施方式的示意性方块图。
图26C是图1中系统的包括假肢膝盖、假肢足部和主装置在内的另一个示范性实施方式的示意性方块图。
图26D是图1中系统的包括假肢膝盖和假肢足部在内的另一个示范性实施方式的示意性方块图，其中假肢足部包括一个或多个用于控制两装置的状态机。
图27是示出了包括与个人和网络计算装置通信的机电装置的系统的一个实施方式的方块图。
图28是示出了具有网络计算装置的机电装置的结构同步和数据校正方法的一个实施方式的流程图。
图29是示出了机电装置上软件的更换或扩展方法的一个实施方式的流程图。
图30是根据本发明的一个实施方式具有脚踝动作受控的足部单元和被致动的膝盖单元的经股的假肢的透视图。
具体实施方式
在此介绍的本发明的部分优选实施方式主要涉及假肢和矫形系统，并且具体地，涉及有效连接的假肢和矫形装置例如假肢脚踝和/或膝盖，其改善了其他假肢和/或脚踝装置的功能。尽管本说明书列举了不同实施方式的具体细节，但是应该理解本说明书只是示意性的而并不应以任何方式解释对本发明的限定。而且，本领域技术人员能够想到的本发明的各种应用及其变形也都由本文中介绍的一般性概念所涵盖。因此引用以下的美国专利申请：2004年2月12日提交的申请号为60/544,259的美国申请LOWER LIMB PROSTHESIS WITH ANKLE-MOTION CONTROLLED FOOT；2004年7月15日提交的申请号为60/588,232的美国申请PROSTHETIC OR ORTHOTIC SYSTEM WITH ANKLE-MOTION-CONTROLLED FOOT；2005年2月11日提交的申请号为11/056,344的美国申请SYSTEM AND METHOD FOR MOTION-CONTROLLED FOOT UNIT；2005年2月11日提交的申请号为11/057,391的美国申请SYSTEM AND METHOD FOR MOTION-CONTROLLED FOOT UNIT；2006年3月1日提交的申请号为11/367,049的美国申请SYSTEMS AND METHODS FOR ACTUATING A PROSTHETIC ANKLE BASED ON A RELAXED POSITION；2006年3月1日提交的申请号为11,367,048的美国申请SYSTEMS AND METHODS FOR ADJUSTING THE ANGLE OF A PROSTHETIC ANKLE BASED ON A MEASURED SURFACE ANGLE；2005年2月16日提交的申请号为60/653,717的美国申请SYSTEM AND METHOD OF SYNCHRONIZING AND COMMUNICATING WITH MECHATRONIC DEVICES；2006年2月15日提交的申请号为11/355,047的美国申请SYSTEM AND METHOD OF SYNCHRONIZING MECHATRONIC DEVICES；2005年5月10日提交的申请号为60/679,953的美国申请SYSTEM AND METHOD FOR DATA COMMMUNICATION WITH A MECHATRONIC DEVICE以及2006年2月15日提交的申请号为11/355,058的美国申请SYSTEM AND METHOD FOR DATA COMMUNICATION WITH A MECHATRONIC DEVICE。
现在将参照以上概述的附图来介绍系统和方法的特征。在所有附图中，附图标记被重复使用以指示标引元件之间的对应性。附图、相关描述和具体实施方式被提供用于解释本发明的实施方式而不是为了限制本发明的保护范围。
如本文中所用的术语“假体”和“假肢”是广义术语并用作其普通含义，而且非限制性地表示可用作身体部分的人造替代品或支撑件的任意系统、装置或装置。
如本文中所用的术语“矫形”和“矫形器”是广义术语并用作其普通含义，而且非限制性地表示可用于身体部分的支撑、对齐、阻止、保护、矫正畸形、固定或功能改善的任意系统、装置或装置。
如本文中所用的术语“脚踝装置”是广义术语并用作其普通含义，而且涉及任意的假肢、矫形或脚踝辅助装置。
如本文中所用的术语“经胫的(transtibial)”是广义术语并用作其普通含义，而且非限制性地涉及位于身体膝关节包括人造膝关节处或者下方的任意平面、方向、位置或截面。
如本文中所用的术语“经股的(transfemoral)”是广义术语并用作其普通含义，而且非限制性地涉及位于身体膝关节包括人造膝关节处或者上方的任意平面、方向、位置或截面。
如本文中所用的术语“矢状(sagittal)”是广义术语并用作其普通含义，而且涉及关于、位于或处于或接近于身体正中面(也就是将身体纵向划分为左右两半的平面)或者与其平行或基本平行的平面的任意描述、位置或方向。“矢状面”也可以表示平行或基本平行于正中面穿过身体并且将身体分为相等或不相等的左右部分的任意垂直的前部到后部的平面。
如本文中所用的术语“冠状”是广义术语并用作其普通含义，而且涉及关于、位于或处于或接近于经过身体长轴的平面的任意描述、位置或方向。“冠状面”也可以表示垂直或基本垂直地穿过身体并且垂直或基本垂直于正中面并将身体分为前部和后部的任意平面。
如本文中所用的术语“机电”是广义术语并用作其普通含义，而且非限制性地表示包括与肢体相连的电控装置的任意系统、装置或装置，包括了假肢或矫形装置。这样的装置可以包括一个或多个传感器、致动器或处理器。
如本文中所用的术语“仿生替代装置”是广义术语并用作其普通含义，而且非限制性地表示包括有集成用于取代或增强解剖学结构或生理过程的电控装置的任意系统、装置或装置。仿生替代装置还可以包括集成用于取代或增强解剖学结构或生理过程的电子或机械式的智能结构或系统。例如，仿生替代装置可以包括机电装置例如假肢或矫形器。
图1示出了具有脚踝动作受控足部单元和连接元件的下肢假肢100的一个实施方式。假肢100包括连接元件，形式为有效连接至足部单元104的下肢元件102。如本文中所用，术语“连接元件”是广义术语并用作其普通含义，并且在假肢足部实施方式中非限制性地涉及直接或间接地连接至足部单元104并且可以相对其移动例如通过转动动作移动且被用于将假肢100连接至残肢或中间假肢的任意元件。如图所示，连接元件在脚踝-假肢的实施方式中可以采用下肢元件的形式。在另一个实施方式中，例如在矫形器实施方式中，连接元件可以被用于例如通过护膝连接至并且支撑身体部分，护膝也被可移动地连接至第二元件例如足部单元，足部单元也会连接至并且支撑身体部分例如足部。在一个实施方式中，下肢元件102通常为具有基本上沿胫骨方向延伸的纵向主轴的狭长元件，胫骨方向也就是大致上沿自然胫骨的轴线延伸的方向。例如，图1示出的下肢元件102基本上是垂直定向的。
在另一个实施方式中，下肢元件102可以包括多个部分。例如，下肢元件102可以包括沿胫骨方向基本上平行延伸并且被连接在一起的两个狭长部分。在另一个实施方式中，下肢元件102包括具有基本对称的两部分以形成部分封闭壳体的两侧腔室。在另一个实施方式中，下肢元件102可以包括例如管状结构的中空元件。在其他的实施方式中，下肢元件102可以包括狭长的扁平部分或圆形部分。而在其他的实施方式中，下肢元件102的结构不是狭长的。例如，下肢元件102可以包括大致圆形、圆柱形、半圆形、圆顶形、椭圆或矩形的结构。下肢元件的一个可行示例是2003年12月18日提交的、申请号为10/742,455并且发明名称为“PROSTHETIC FOOT WITH ROCKER MEMBER”的美国专利申请中介绍的脚踝模块和结构，因此通过引用将其全部内容并入本文并且视为本说明书的一部分。
在一个实施方式中，下肢元件102通常由机械金属例如铝或碳纤维材料构成。在本发明的其他实施方式中，下肢元件102可以由适合用于假肢装置的其他材料构成。在一个实施方式中，下肢元件102有利地具有大约在12到15厘米之间的高度。在本发明的其他实施方式中，下肢元件102可以具有小于12厘米的高度或者大于15厘米的高度，这取决于使用者的体型和/或假肢100的目标用途。例如，下肢元件102可以具有大约为20厘米的高度。
在一个实施方式中，假肢100被设置为在假肢100处于平衡位置时使下肢元件102的纵向主轴基本上垂直于足部单元104的下表面。在另一个实施方式中，下肢元件102可以在足部单元104停留在地面上时基本上垂直于平地表面。这样的结构有利地为使用者提供了更好的支撑和/或稳定性。
如图1中所示，下肢元件102进一步包括盖罩106。盖罩106封装和/或保护下肢元件102的内部组件。在另一个实施方式中，盖罩106可以是圆形或者可以被成形为自然人腿的形状。
下肢元件102进一步包括有助于连接下肢元件102的连接部分108。例如，如图1中所示，下肢元件102的连接部分108将假肢100连接至暂用假肢110。在本发明的其他实施方式中，连接部分108可以被设置用于将假肢100连接至截肢患者的残肢或另一假肢装置。图1还示出了可用于给假肢100供电和/或传输控制信号的控制线路112。
足部单元104可以包括各种类型的假肢或矫形足部。如图1中所示，足部单元104加入了2003年8月15日提交的、申请号为10/642,125并且发明名称为“LOW PROFILE PROSTHETIC FOOT”的申请人共同未决的美国专利申请中介绍的设计，因此通过引用将其全部内容并入本文并且视为本说明书的一部分。例如，足部单元104可以由可从
Figure BPA00001257562500201
购得的标准LP VARI-FLEX
Figure BPA00001257562500202
单元构成。
在一个实施方式中，足部单元104被设置用于对足部单元104上的重量或冲击水平产生成比例的响应。另外，足部单元104可以包括阻尼部分以用于脚跟的舒适加载和/或用于返还消耗的能量。足部单元104可以包括具有增强了灵活性的全长度脚趾杆以提供模仿健康肢体步长的假肢步长。另外，如图1中所示，足部单元104可以包括分开的脚趾结构，其有助于在不平整的地形上移动。足部单元104还可以包括美化部分或足部盖罩例如可从
Figure BPA00001257562500203
购得的标准Flex-Foot盖罩。
图2示出了将盖罩106移除后的假肢100。如图所示，下肢元件102的下端在枢轴组件114处被连接至足部单元104。如图所示，下肢元件102被连接至足部单元104的脚踝板，脚踝板基本上从足部单元104的脚趾部分向后和向上延伸。枢轴组件114允许足部单元104相对于下肢元件102的角运动。例如，在一个实施方式中，枢轴组件114有利地包括至少一个枢轴销。在其他的实施方式中，枢轴组件114包括铰链、多轴结构、多中心结构、相同或类似部件的组合。优选地，枢轴组件114被设置在足部单元104的靠近足部单元104自然脚踝位置的部分上面。在本发明的其他实施方式中，枢轴组件114可以被螺栓连接或以其他方式可释放地连接至足部单元104。
图2进一步示出了具有致动器116的假肢100。在一个实施方式中，致动器116有利地为假肢100提供必要的能量来执行与截肢患者的运动相同步的角位移。例如，致动器116可以使足部单元104的移动类似于自然的人体足部。在一个实施方式中，致动器116的下端在第一连接点118处被连接至足部单元104。如图所示，足部连接点118有利地在足部单元104的后部位于其上表面。致动器116的上端在第二连接点120处被连接至下肢元件102。
在一个实施方式中，致动器116的线性移动(或伸展和收缩)控制或主动调节足部单元104和下肢元件102之间的角度。图2示出的致动器116包括双螺杆电机，其中电机相对于下肢元件102推送或拉回足部案源104的后部。在其他的实施方式中，致动器116包括能够主动调节角度或者在多个元件之间提供移动的其他机构。例如，致动器116可以包括单螺杆电机、活塞-气缸型结构、伺服电机、步进电机、回转电机、弹簧、流体致动器等。而在其他的实施方式中，致动器116可以只沿一个方向主动调节下肢元件102和足部单元104之间的角度。在这样的实施方式中，使用者的体重也可以被使用在控制由和/或致动器116的动作产生的角度中。
图2示出了后置结构的致动器116，其中致动器116位于下肢元件102后方。在其他的实施方式中，致动器116可以被用于前置结构，其中致动器116位于下肢元件102前方。在本发明的另一个实施方式中，致动器116包括自动调节的脚踝结构，并且加入了例如在美国专利5957981中介绍的设计，因此通过引用将其全部内容并入本文并且视为本说明书的一部分。具体配置或结构可以被选择为最接近于模仿自然人体脚踝关节的动作和定位并且有助于将假肢100插入到外部美化部分内。
而且，致动器116有利地被设置为在工作时不会发出响亮的噪音例如会被使用者和/或其他人察觉到的间歇式噪音。致动器116还可以被设置为如果假肢100例如在矢状面内经受超出某一水平的转矩时则不进行工作或调节。例如，如果转矩水平超出四牛顿米(Nm)，那么致动器116即可停止工作或者可以发出警报。
致动器116也可以如图1中所示基本上被封装在盖罩106内以使得致动器116的各个部分不可见和/或不会暴露到外界环境中。在另一个实施方式中，致动器可以被下肢元件102至少部分地封装。
图2进一步示出了可用于控制致动器116和/或足部单元104的操作的控制电路122。在一个实施方式中，控制电路122包括至少一块印刷电路板(PCB)。PCB可以进一步包括微处理器。软件也可以驻留在PCB上以执行信号处理和/或控制假肢100的动作。
在一个实施方式中，假肢100包括给控制电路122和/或致动器116供电的电池(未示出)。在一个实施方式中，电池包括可再充电的锂离子电池，其优选地具有至少为12至16小时的供电周期。而在另一个实施方式中，电池的供电周期可以少于12小时或者多于16小时。在本发明的其他实施方式中，电池包括锂聚合物电池、燃料电池技术或可用于给假肢100供电的其他类型电池或技术。而在其他的实施方式中，电池被可移除地连接至下肢元件102的后表面、连接至假肢100的其他部分或者被设置为远离假肢100。在进一步的实施方式中，假肢100可以被连接至外部电源例如通过壁装适配器或车用适配器连接以给电池再充电。
在一个实施方式中，在足部单元104停留在平地表面上时、在电池电力耗尽或进入低电力阶段时，假肢100被设置为锁定在中间位置，例如下肢元件102被对齐为基本上相对于平地地面垂直。这样的锁定为使用者提供了操作的安全性、可靠性和/或稳定性。假肢100也可以提供电池状态显示以提醒使用者关于电池的状态(也就是电量)。在另一个实施方式中，在假肢100的动作控制功能被使用者关闭或禁用时，假肢100就基本上被锁定到中间的位置。
如上所述，美化材料或其他涂料可以被用于假肢100以赋予假肢100更加自然的外观或形状。另外，美化材料、涂料或其他的填充材料可以被用于防止污染物例如污垢或水接触到假肢100的部件。
图3根据本发明的一个实施方式示出了假肢100的侧视图。如图3中所示，致动器116进一步包括主壳体124、下部可伸展部分126和上部可伸展部分128。下部可伸展部分126将致动器116的主壳体124在第一连接点118处连接至足部单元104。上部可伸展部分128将致动器116的主壳体124在第二连接点120处连接至下肢元件102。在操作和主动调节假肢100期间，下部可伸展部分126和/或上部可伸展部分128移入和/或移出致动器116的主壳体124以调节足部单元104和下肢元件102之间的角度。
例如，要增大足部单元104和下肢元件102之间的角度，致动器116促使下部可伸展部分126和/或上部可伸展部分128接触或撤回主壳体124。例如，可伸展部分126，128中的至少一个可以具有螺纹面以使得沿一个方向(例如顺时针)的旋转促使可伸展部分撤回到致动器的主壳体124内。在其他的实施方式中，可伸展部分126，128中的至少一个包括多个套装部件以使得在收缩时，可伸展部分的多个部件之一缩回到多个部件中的另一个内而无需收回到主壳体124内。类似地，要减小足部单元104和下肢元件102之间的角度，下部可伸展部分126和/或上部可伸展部分128可以从主壳体124伸出。
在本发明具有用于致动器116的前部结构的实施方式中，下部可伸展部分126和/或上部可伸展部分128的伸展导致足部单元104和下肢元件102之间的角度增大。类似地，下部可伸展部分126和/或上部可伸展部分128的收缩导致足部单元104和下肢元件102之间的角度减小。
图4示出了图1-3中示出的假肢100的后视图。在本发明的其他实施方式中，盖罩100围绕假肢100的后部延伸以装入至少一部分致动器116从而使得致动器116的各个部分不可见和/或不会暴露到外界环境中。
图5和图6示出了假肢100在其调节为上倾斜和下倾斜时的一个实施方式。参照图5，假肢100被示出为调节成上倾斜。在该实施方式中，致动器116伸展以减小下肢元件102和足部单元104之间的角度θ(或“脚背弯曲”)。关于脚背弯曲，在一个实施方式中，假肢100动作的角度范围是与中间位置相距大约从0度到10度。其他的实施方式也可以有助于在迈步阶段期间放大脚背弯曲。
图6示出了调节为下倾斜时的假肢100。致动器116伸展以增大下肢元件102和足部单元104之间的角度θ(或“脚底弯曲”)。关于脚底弯曲，在一个实施方式中，假肢100动作的角度范围是与中间位置相距大约从0度到20度。这样的脚底弯曲模仿了自然的脚踝动作并为截肢患者或使用者提供了更高的稳定性。在一个实施方式中，围绕假肢100脚踝转动轴的总移动范围，包括脚底弯曲和脚背弯曲在内，大约是30度或更高。
除了在上倾斜和下倾斜时工作，假肢100动作受控的足部还可以有利地适应不同的地形，在行进上下楼梯时工作，以及有助于平地行走。另外，假肢100可以提供自动的脚跟高度调节能力。在一个实施方式中，在足部单元104基本上与地面平齐时，从下肢元件102的脚踝部分到地面进行测量即可得到脚跟高度。例如，使用者可以通过例如按压一个或多个按钮来调节为各种不同的脚跟高度，以使得假肢100将其自动地对准适当的脚跟高度。在一个实施方式中，假肢100包括多个预定的脚跟高度。而在其他的实施方式中，假肢100可以自动地调节脚跟高度而无需使用者输入。
图5和图6进一步示出了连接部分108的一个实施方式。连接部分108在截肢患者的自然肢体和假肢100之间提供对齐并且可以被设置为得以降低压力峰值和剪切力。例如，连接部分108可以被设置为连接至另一假肢、连接至截肢患者的残肢或者连接至另一部件。在一个实施方式中，连接部分108包括接插件。接插件可以被设置用于接收32mm的螺纹部件、公圆锥型连接器或其他部件。在其他的实施方式中，连接部分108也可以包括或者被设置为接收母圆锥型适配器。
如图5和图6中所示，枢轴组件114被设置用于模仿自然的人体脚踝轴。图7进一步示出了表示假肢足部单元204上的脚踝转动点和足部的人体自然脚踝关节之间相互关系的示意图。具体地，假肢足部单元204包括与人足242的脚踝关节240相对应的枢轴组件214。例如，在本发明的一个实施方式中，枢轴组件114被设置为靠近假肢100转动时的机械脚踝中心。
图8示出了表示假肢100的一个实施方式在水平面上完整的一步期间可能的脚踝动作范围的示意图。如图所示，图中的x轴表示在使用者完整的一步期间的各个位置(也就是0到100％)。y轴表示在假肢处于中间位置时假肢100相对于中间位置的脚踝角度(Δ)。在完整的一步期间，脚踝角度(Δ)从大约20度的脚底弯曲(也就是中间位置的角度+20度)变化为大约10度的脚背弯曲(也就是中间位置的角度-10度)。
在上述的实施方式中，在调节动作的角度范围时没有提供阻尼。在本发明的另一个实施方式中，假肢100被设置用于给下肢元件102和足部单元104之间的角度改变提供阻尼或被动的软性阻力。一种用于控制该阻尼的系统示例在美国专利6443993中公开，因此通过引用将其全部内容并入本文并且视为本说明书的一部分。
例如，在使用者处于站立位置时，致动器116可以提供增大的阻力或阻尼以为使用者提供稳定性。在本发明的一个实施方式中，假肢100的阻尼可以由液压阻尼器提供。在本发明的其他实施方式中，现有技术中已知的其他部件或装置也可以被用于为假肢100提供阻尼。另外，在本发明的一个实施方式中，阻尼器可以例如通过电控系统被动态控制，以下将更加详细地讨论电控系统。而在其他的实施方式中，阻尼器可以通过机械和/或流体型结构进行控制。
还应该意识到尽管上述说明主要涉及的是假肢系统和装置，但是说明内容也可以应用于本发明具有矫形系统或装置的实施方式。例如，在本发明的一个实施方式中，一种矫形系统可以包括主动控制矫形器角度的至少一个致动器，矫形器被用于受伤或脆弱的脚踝。另外，除了矫形系统的电控以外，矫形系统还可以提供使用者控制或者受伤脚踝或腿部的自然动作。
另外，上述系统可以在不同于经胫的或膝盖以下系统的假肢或矫形系统中实施。例如，在本发明的一个实施方式中，假肢或矫形系统可以被用于经股的或膝盖以上系统中，正如2004年5月7日提交的、申请号为60/569,512并且发明名称为“MAGNETORHEOLOGICALLY ACTUATED PROSTHETIC KNEE”的美国临时申请、以及2004年11月3日提交的、申请号为60/624,986并且发明名称为“MAGNETORHEOLOGICALLY ACTUATED PROSTHETIC KNEE”的美国临时申请还有2005年5月6日提交的、申请号为11/123,870并且发明名称为“MAGNETORHEOLOGICALLY ACTUATED PROSTHETIC KNEE”的美国专利申请中所公开的那样，因此上述申请中的每一件都通过引用其全部内容而并入本文，并且应该被认为是本说明书的一部分。例如，假肢或矫形系统可以包括假肢或矫形脚踝和/或脚趾或矫形膝盖。
图9示出了用于脚踝动作受控足部的控制系统300的系统结构的一个实施方式的方块图。在本发明的一个实施方式中，控制系统300可以由图1-6中示出的下肢假肢100使用。在本发明的其他实施方式中，控制系统300可以由矫形系统或具有脚踝动作受控足部或其他动作受控肢体的康复系统使用。在一个实施方式中，控制系统300以分布式处理系统为基础，其中由假肢或矫形系统执行的不同功能，例如检测、数据处理和致动，由彼此通信的多个处理器来执行或控制。参照图9，控制系统300包括传感器模块302、脚踝装置304(例如图1中示出的假肢100)、中央处理器(“CPU”)305、存储器306、接口模块308、控制驱动模块310、致动器316和电源模块318。
在一个实施方式中，图9中示出的控制系统300用CPU 305处理接收自传感器模块302的数据。CPU 305与控制驱动模块310通信以控制致动器316的操作，从而由脚踝装置304模仿自然的脚踝动作。而且，控制系统300可以预测为了适应使用者的动作可能需要如何来调节脚踝装置304。CPU305还可以通过接口模块308接收来自使用者和/或其他装置的指令。电源模块318为控制系统300的其他部件供电。以下将更加详细地介绍这些部件当中的每一个。
在一个实施方式中，传感器模块302被用于测量与脚踝装置304有关的变量，例如脚踝装置304在整个步态周期内的位置和/或动作。在这样的实施方式中，传感器模块302有利地被设置在脚踝装置304上。例如，传感器模块302可以被设置为靠近脚踝装置304转动的机械脚踝中心，例如图2中所示假肢100的枢轴组件114。在另一个实施方式中，传感器模块302可以被设置在与脚踝装置相连或相联的使用者自然肢体上。在这样的实施方式中，传感器被用于获取与使用者脚踝装置一侧的自然肢体动作相关的信息以调节脚踝装置304。
在一个实施方式中，传感器模块302有利地包括印刷电路板壳体、多个传感器例如加速计，每一个都测量脚踝装置304沿不同轴的加速度。例如，传感器模块302可以包括三个加速计以测量脚踝装置304沿三条基本上互相垂直的轴线的加速度。适合用于传感器模块302的传感器类型例如可以从Dynastream Innovations，Inc.(Alberta，Canada)购得。
在其他的实施方式中，传感器模块302可以包括一个或多个其他类型的传感器与加速计相结合或取代加速计。例如，传感器模块302可以包括设置用于测量体节和/或脚踝装置304角速度的陀螺仪。在其他的实施方式中，传感器模块302包括设置用于测量例如特定脚下区域的垂直脚底压力的脚底压力传感器。而在另一些实施方式中，传感器模块302可以包括以下传感器中的一种或多种：运动传感器、单轴陀螺仪、单轴或多轴加速计、负荷传感器、屈曲度传感器或肌电传感器，它们可以被设置用于获取来自使用者自然肢体的数据。美国专利5955667、美国专利6301964和美国专利6513381也给出了可以用于本发明实施方式中的传感器示例，因此通过引用其全部内容将这些专利并入本文并且视为本说明书的一部分。
而且，传感器模块302可以被用于获取例如与以下的一个或多个方面有关的信息：脚踝装置304相对于地面的位置；脚踝装置304的倾斜角；相对于脚踝装置304位置的重力检测；与使用者的步幅有关的信息，例如脚踝装置304何时接触地面(例如“脚跟触地”)、何时处于中间步幅或者何时离开地面(例如“脚趾离地”)、从地面到假肢100的距离何时处于迈步阶段的峰值(也就是迈步阶段期间的特定高度)；迈步阶段的峰值时刻等。
而在其他的实施方式中，传感器模块302被设置用于检测步态模式和/或事件。例如，传感器模块302可以确定使用者是否是处于站立/停止位置、在平地上行走、在上下楼梯或斜面等。在其他的实施方式中，传感器模块302被设置用于检测或测量脚踝装置304的脚跟高度和/或确定静态腿骨角度，目的是为了检测使用者何时处于坐姿。
如图9中所示，在本发明的一个实施方式中，传感器模块302被进一步设置用于测量环境或地形变量，包括以下的一种或多种：地面特性、地面角度、空气温度和风阻力。在一个实施方式中，测量温度可以被用于校正增益和/或偏置其他传感器。
在其他的实施方式中，传感器模块302获取与使用者的自然肢体例如健康腿部的动作和/或位置相关的信息。在这样的实施方式中，在上斜面或下斜面上操作时，优选的可以是使用者用健康腿部迈出的第一步。这样可以允许在调节脚踝装置304之前根据健康腿部的自然动作进行测量。在本发明的一个实施方式中，控制系统300在脚踝装置340处于第一步的迈步阶段时检测使用者的步态并相应地调节脚踝装置304。在本发明的其他实施方式中，可以有潜伏期，其中控制系统300需要一步或两步才能够准确地确定使用者的步态并适当地调节脚踝装置304。
在本发明的一个实施方式中，传感器模块302具有100赫兹(Hz)的默认采样频率。在其他的实施方式中，采样频率可以高于或低于100Hz或者可以由使用者调节，或者可以通过软件或参数设定来自动调节。另外，传感器模块302可以在测量的数据类型之间提供同步或者包括时间标记。传感器还可以被设置为使其具有约0.5度的角度分辨率，允许微调脚踝装置304。
在一个实施方式中，传感器模块302被设置用于在不需要测量时，例如在使用者处于坐姿或躺姿放松时，降低功耗进入“休眠”模式。在这样的实施方式中，传感器模块302可以随着传感器模块302的移动或者随着来自使用者的输入而从睡眠状态唤醒。在一个实施方式中，传感器模块302在处于“活动”模式时消耗大约30毫安(mA)而在处于“休眠”模式时消耗大约0.1mA。
图9示出了与CPU 305通信的传感器模块302。在一个实施方式中，传感器模块302有利地给CPU305和/或控制系统300的其他部件提供测量数据。在一个实施方式中，传感器模块302被连接至发送器例如蓝牙
Figure BPA00001257562500281
发送器以将测量值传输至CPU305。在其他的实施方式中，可以使用其他类型的发送器或无线技术，例如红外技术、Wifi
Figure BPA00001257562500282
技术或射频(RF)技术。在其他的实施方式中，也可以使用有线技术与CPU305通信。
在一个实施方式中，传感器模块302发送至CPU 305的数据串包括各种类型的信息。例如，数据串可以由160位构成并包括以下信息：
[TS；AccX；Ace Y；AccZ；GyroX，GyroY，GyroZ，DegX，DegY，FS，M]；
其中TS＝时间标记；AccX＝足部沿X轴的线性加速度；AccY＝足部沿Y轴的线性加速度；AccZ＝足部沿Z轴的线性加速度；GyroX＝足部沿X轴的角加速度；GyroY＝足部沿Y轴的角加速度；GyroZ＝足部沿Z轴的角加速度；DegX＝冠状面内的足部倾角；DegY＝矢状面内的足部倾角；FS＝脚踝装置304内开关的逻辑状态以及M＝传感器的定向。在本发明的其他实施方式中，也可以使用由更多或更少的信息构成的其他长度的数据串。
CPU 305有利地处理接收自控制系统300其他部件的数据。在本发明的一个实施方式中，CPU 305处理与使用者步态有关的信息，例如接收自传感器模块302的信息，确定运动类型(也就是步态模式)，和/或发送指令至控制驱动模块310。例如，由传感器模块302获取的数据可以被用于生成波形以描绘与使用者的步态或动作有关的信息。随后通过CPU 305识别波形的变化以预测使用者的后续动作并相应地调节脚踝装置304。在本发明的一个实施方式中，CPU 305可以检测从最慢20步每分钟到最快125步每分钟的步态模式。在本发明的其他实施方式中，CPU 305可以检测慢于20步每分钟或者快于125步每分钟的步态模式。
在本发明的一个实施方式中，CPU 305根据下表(表1)来处理涉及状态转换的数据。具体地，表1示出了可以由控制系统300使用的可能的状态转换。表1的第一列列出了脚踝装置304可能的初始状态，而第一行列出了脚踝装置304可能的第二状态。表1的主体列出了在从第一状态到第二状态转换期间控制或主动调节致动器316和脚踝装置304时由CPU 305使用的数据来源；其中“N”表示不需要额外数据用于状态转换；“L”表示CPU 305在状态转换期间利用转换逻辑来确定对脚踝装置304进行调节；而“I”表示CPU从接口(例如接口模块308、外部使用者接口、电气接口等)获取数据。本发明的实施方式可使用的转换逻辑可以由相关领域的普通技术人员研究得出。2004年5月19日提交的、申请号为60/572,996并且发明名称为“CONTROL SYSTEM AND METHOD FOR A PROSTHETIC KNEE”的美国临时申请以及2005年3月9日提交的、申请号为11/077,177并且发明名称为“CONTROL SYSTEM AND METHOD FOR A PROSTHETIC KNEE”的美国专利申请中公开了在类似于本发明实施方式的系统和方法中使用的转换逻辑示例，因此上述申请中的每一件都通过引用其全部内容而并入本文并且应该被认为是本说明书的一部分。
表1
Figure BPA00001257562500301
在一个实施方式中，表1中的上述状态是脚踝装置304的预定状态。例如，“OFF(关闭)”状态可以表示脚踝装置304和致动器316的功能处于关闭或暂停模式。“HEEL_HEIGHT_CAL(脚跟高度)”状态涉及例如在脚踝装置304未移动时通过静态传感器的角度来测量脚跟高度。“SENSOR_CAL(传感器)”状态涉及使用者在水平面上行走时的表面角度校正。“NEUTRAL(中间)”状态涉及脚踝装置304被锁定在基本固定的位置时。“WALK(行走)”状态涉及使用者例如在水平面或斜面上行走时。“STAIRS_UP(上楼梯)”和“STAIRS_DOWN(下楼梯)”状态分别涉及使用者行走上下楼梯时。“RELAX(放松)”状态涉及使用者处于放松位置时。例如，在一个实施方式中，“RELAX(放松)”状态涉及使用者处于坐姿将具有脚踝装置304的肢体与其他肢体交叠时。在这样的实施方式中，控制系统300可以促使脚踝装置304移动到特定的脚底弯曲位置以模仿例如健康足部的自然位置和/或外观。“PANTS(裤子)”状态涉及使用者穿着衬裤、长裤、短裤等时。在这样的状态下，在一个实施方式中控制系统300可以促使脚踝装置304移动到特定的脚底弯曲位置以有助于经过脚踝装置304穿上衣服。
在本发明的其他实施方式中，脚踝装置304可以使用其他状态以取代或结合表1中列出的各种状态。例如，可以确定对应于躺下、骑车、爬梯等的状态。而且，在控制状态转换时，CPU 305和/或控制系统300可以用不同于表1中列出的来源处理或得出数据。
在其他的实施方式中，CPU 305可以执行各种其他的功能。例如，CPU305可以使用接收自传感器模块302的信息来检测使用者被绊倒。CPU 305可以用作控制系统300各个部件之间通信的管理器。例如，CPU 305可以用作主控装置以用于控制系统300的多个部件之间的通信总线。如图所示，在一个实施方式中，CPU 305与电源模块318通信。例如，CPU 305可以为控制系统300的其他部件提供电力分配和/或转换并且还可以监测电池电力或电池寿命。另外，CPU 305可以工作以在使用者处于坐姿或站姿时临时性地暂停或结束给控制系统300供电。这样的控制在减少使用的时段期间提供了能量转换。CPU 305还可以进行故障处理，例如在部件之间的通信失灵时、从传感器模块302接收到不可识别的信号或波形时、或者在来自控制驱动模块310或脚踝装置304的反馈导致故障或出现误用时。
而在本发明的另一个实施方式中，CPU 305在分析来自传感器模块302的信息和/或向控制驱动模块310发送指令时使用或计算安全因子。例如，安全因子可以包括一系列数值，其中较高的数值表示与使用者的确定动作类型相关联的较高程度的可靠性，而较低的数值则表示与使用者的动作类型相关联的较低程度的可靠性。在本发明的一个实施方式中，除非使用者的动作类型被识别出具有高于预定阈值的安全因子，否则就不对脚踝装置304进行调节。
在一个实施方式中，CPU 305包含的模块包括用硬件或固件实现的逻辑，或者包括用编程语言例如C++编写的软件指令集合。软件模块可以被编译和链接为可执行程序，安装在动态链接库内，或者也可以用解释语言例如BASIC编写。应该理解软件模块可以由其他模块或自身加以调用，和/或可以响应于检测到的时间或中断而被激活。软件指令可以嵌入到固件例如EPROM或EEPROM中。进一步还应该理解硬件模块可以包括连接的逻辑单元例如门电路和触发器，和/或可以包括可编程单元例如可编程门阵列或处理器。
图9进一步示出了CPU 305包括用于存储指令和/或数据的存储器306。例如，存储器306可以存储以下一种或多种类型的数据或指令：用于控制系统300其他部件的错误日志；关于步态模式的信息或曲线；关于使用者过去活动的信息(例如步数)；控制参数和设定值；关于软件编译或升级的信息；用于假肢或矫形系统的基本动作的预编程算法；与传感器模块302或其他部件相关的校正值和参数；从外部装置下载的指令；相同或类似内容的组合。
存储器306可以包括能够存储计算机指令和/或数据的任意缓冲器、计算装置或系统以供另一计算装置或计算机处理器存取。在一个实施方式中，存储器306是作为CPU 305一部分的高速缓存。在本发明的其他实施方式中，存储器306独立于CPU 305。在本发明的其他实施方式中，存储器306包括随机存取存储器(RAM)或者可以包括其他的集成和可存取的存储装置例如只读存储器(ROM)、可编程ROM(PROM)和电可擦除可编程ROM(EEPROM)。在另一个实施方式中，存储器306包括可移除的存储器例如记忆卡、可移除的驱动器等。
在一个实施方式中，存储器306还可以被设置用于通过接口模块308接收来自使用者或外部装置的使用者特定指令或动作特定指令。CPU 305还可以接收对已存在指令的更新。而且，CPU 305可以与个人计算机、个人数字助理(PDA)等通信以下载或接收操作指令。动作特定指令可以包括例如与骑车、驾驶、上下梯子、在雪地或沙地上行走时的调节等有关的数据。
在一个实施方式中，接口模块308包括使用者操作的接口以控制或管理假肢或矫形系统的各个部分或功能。在一个实施方式中，接口模块308是具有多个按钮和/或多个发光二极管(LED)的可伸缩键区，用于接收来自使用者的信息和/或将信息传递给使用者。例如，LED可以指示电池状态或者可以给使用者传达确认信号。接口模块308可以有利地被设置在脚踝装置304上。而且，接口模块308可以包括USB连接器，可用于与外部计算装置例如个人计算机通信。
在进一步的实施方式中，接口模块308包括打开/关闭的开关。在另一个实施方式中，接口模块308可以接收关于使用者控制的脚跟高度或者假肢或矫形系统的强迫放松模式的输入。在其他的实施方式中，使用者可以调节所需的假肢响应类型或者激活/禁用脚踝装置304的特定功能。来自使用者的输入可以通过接口模块308例如通过操作按钮直接输入，或者也可以通过远程控制来接收使用者的输入。
接口模块308可以包括触摸屏、按钮、开关、振动器、报警器或其他的输入接收或输出结构或装置，以允许使用者发送指令或者从控制系统300接收信息。在本发明的另一个实施方式中，接口模块308包括附加结构例如插座用于例如在家里或者在车上给为控制系统300供电的电池充电。在本发明的其他实施方式中，接口模块308还可以与控制系统300当中除CPU 305以外的其他部件直接或间接通信。
控制驱动模块310被用于将接收自CPU 305的高电平方案或指令转化为要被发送至致动器316的低电平控制信号。在一个实施方式中，控制驱动模块310包括实现了与管理致动器316相关的控制算法和任务的印刷电路板。另外，控制驱动模块310可以被用于实现将CPU 305的决策过程转化为致动器316的实际硬件定义的硬件抽象层。在本发明的另一个实施方式中，控制驱动模块310可以被用于给CPU 305提供与致动器316或脚踝装置304的位置或动作有关的反馈。控制驱动模块310还可以被用于在通过CPU 305检测到使用者在有一定角度的平面上行走之后将致动器316调节为新的“中间”设定。
在本发明的一个实施方式中，控制驱动模块310位于脚踝装置304内。在其他的实施方式中，控制驱动模块310可以位于脚踝装置304外侧例如位于插座上或者远离脚踝装置304。
致动器316负责提供脚踝装置304的受控动作。在一个实施方式中，致动器316的工作类似于参照图1-6介绍的致动器116，该致动器116控制假肢100的脚踝动作。在本发明的其他实施方式中，致动器316可以被设置用于控制矫形装置例如护膝或其他类型支撑结构的动作。
脚踝装置304包括被用于模仿关节例如脚踝动作的任意结构化装置，并且至少部分地由致动器316控制。具体地，脚踝装置304可以包括假肢装置或矫形装置。
电源模块318包括一个或多个可用于给控制系统300供电的电源和/或连接器。在一个实施方式中，电源模块318有利地是便携式的，并且可以包括例如前述的可再充电电池。如图9中所示，电源模块318与控制驱动模块310和CPU 305相连。在其他的实施方式中，电源模块318与控制系统300其他的部件相连而不是与控制驱动模块310和CPU 305相连，或者也可以同时与控制驱动模块310和CPU 305相连。例如，在一个实施方式中，电源模块318直接与传感器模块302相连。而且，电源模块318可以与接口模块308相连以使得使用者能够直接控制供应给控制系统300的一个或多个部件的电力。
控制系统300的部件可以通过各种通信连接彼此通信。图9示出了两种类型的连接：示出为部件之间的实线的主通信连接和示出为虚线的副通信连接。在一个实施方式中，主通信连接根据某种确定好的协议工作。例如，主通信连接可以延伸在控制系统300的物理部件之间。另一方面，副通信连接可以按与主通信连接不同的协议或电平工作。例如，如果主通信连接和副通信连接之间存在冲突，那么来自主通信连接的数据就将覆盖来自副通信连接的数据。副通信连接在图9中被示出为控制系统300和环境之间的信道。在本发明的其他实施方式中，模块可以通过其他类型的通信连接或方法在彼此之间和/或与环境通信。例如，所有的通信连接均可以相同协议或者相同等级的电平工作。
还应该想到的是控制系统300的部件可以用不同的形式集成。例如，部件可以被分为若干子部件或者可以被分为驻留在不同位置并通过例如有线或无线网络彼此通信的多个装置。例如，在一个实施方式中，模块可以通过RS232或串行外围接口(SPI)通道进行通信。多个部件也可以被组合为单个部件。还应该想到的是本文中介绍的部件可以被集成到更少数量的模块内。一个模块也可以被分为多个模块。
尽管已参照具体实施方式进行了公开，但是控制系统300也可以包括比所述情况更多或更少的部件。例如，控制系统300可以进一步包括用于控制或微调致动器316位置的致动器电位计。使用者也可以使用致动器电位计来调节脚踝装置304的脚跟高度。在一个实施方式中，致动器电位计与CPU305通信。在其他的实施方式中，控制系统300可以包括振动器、直流插座、保险丝、相同或类似部件的组合。
类似或其他控制系统与其他相关结构和方法的示例在以下的专利申请中公开：2003年6月17日提交的、申请号为10/463,495、发明名称为“ACTUATED LEG PROSTHESIS FOR ABOVE-KNEE AMPUTEES5”、现在公开的公开号为US2004/0111163的美国专利申请；2003年6月20日提交的、申请号为10/600,725、发明名称为“CONTROL SYSTEM AND METHOD FOR CONTROLLING AN ACTUATED PROSTHESIS”、现在公开的公开号为US2004/0049290的美国专利申请；2003年7月25日提交的、申请号为10/627,503、发明名称为“POSITIONING OF LOWER EXTREMITIES ARTIFICIAL PROPRIOCEPTORS”、现在公开的公开号为US2004/0088057的美国专利申请；2003年11月25日提交的、申请号为10/721,764、发明名称为“ACTUATED PROSTHESIS FOR AMPUTEES”、现在公开的公开号为US2004/0181289的美国专利申请；以及2003年11月18日提交的、申请号为10/715,989、发明名称为“INSTRUMENTED PROSTHETIC FOOT”、现在公开的公开号为US2005/0107889的美国专利申请；因此上述申请中的每一件都通过引用其全部内容而并入本文，并且应该被认为是本说明书的一部分。另外，可以在本发明实施方式中使用的其他类型的控制系统在以下的专利申请中公开：2004年3月10日提交的、申请号为60/551,717、发明名称为“CONTROL SYSTEM FOR PROSTHETIC KNEE”的美国临时申请；2004年5月7日提交的、申请号为60/569,511、发明名称为“CONTROL SYSTEM AND METHOD FOR A PROSTHETIC KNEE”的美国临时申请；以及2004年5月19日提交的、申请号为60/572,996、发明名称为“CONTROL SYSTEM AND METHOD FORA PROSTHETIC KNEE”的美国临时申请，这些申请都通过引用其全部内容而并入本文，并且应该被认为是本说明书的一部分。
图10是根据本发明的一个实施方式示出了当使用者在不同状态之间或不同类型的动作之间转换时可用于调节假肢或矫形系统中脚踝角度的可用控制信号的表格。具体地，402列中列出的状态表示使用者的第一状态，而404行中列出的状态表示使用者的第二状态或者使用者要转换过去的状态。表中的其余内容表示可以由假肢或矫形装置相对于脚踝角度采取的可行动作。“使用者设定值”是可以在调节鞋跟高度期间设定的中间值或默认值。列出的角度是改变假肢或矫形装置的脚踝角度的示例。例如，在使用者从“站姿”状态转换为“上楼梯”状态时，脚踝角度可以被调节为楼梯的角度例如-10度(或10度的脚背弯曲)。在“上倾斜”和“下倾斜”列中给出的脚踝角度反映了取决于倾斜角的脚踝角度调节值的阈值水平。
下表(表2)示出了用于本发明一个实施方式的可能的脚踝动作。表2中的第一列列出了可以被经常检测的不同类型的动作类型或步态模式。表2中的第二列列出了在每一种列出的动作类型的迈步阶段期间假肢或矫形装置的脚踝角度调节值的示例。
表2
Figure BPA00001257562500361
图11给出的示图示出了假肢或矫形腿的控制与从健康的测量腿获取的测量值之间的相互作用和关系。具体地，图11示出了假肢或矫形腿和健康腿在使用者完整的一步期间的动作。例如，在大约一步的最初60％期间，示图示出假肢或矫形腿是处于“站姿”位置或者是站立在表面例如地面上。在一个实施方式中，在站姿阶段的开始部分期间，假肢或矫形腿的脚踝角度可以减小(脚背弯曲)。趋向于结束站姿阶段时，假肢或矫形腿的脚踝角度可以随即增大(脚底弯曲)以有助于自然的脚步移动。在本发明的一个实施方式中，站姿阶段期间不主动调节假肢或矫形腿的脚踝角度。在该相同阶段的最大到大约40％的位置的一部分期间，健康腿可以处于迈步位置，其中健康腿不与地面接触。在大约40％到60％的位置之间，双腿都与地面接触。
从大约60％到100％的位置(脚步结束)，假肢或矫形腿处于迈步位置，并且健康腿与地面接触。图11中的示图示出了在迈步阶段期间调节假肢或矫形腿的脚踝角度。这种角度调节可以基于健康腿迈步阶段期间健康腿的在先测量值进行。在一个实施方式中，在假肢或矫形腿迈步阶段的开始部分期间，假肢或矫形腿的脚踝角度可以减小。这就允许例如假肢或矫形腿的脚趾部分越过楼梯。进入假肢或矫形腿迈步阶段后面的部分时，假肢或矫形腿的脚踝角度可以在接触到地面之前增大。在其他的实施方式中，角度调节基于由传感器在假肢侧获得的读数进行。
应该理解图11是对本发明实施方式在某些条件下的功能说明。其他的实施方式或情形可能需要更长或更短的站立或迈步阶段并需要对假肢腿脚踝部分的角度进行其他的调节。
图12A-12C示出了被设置用于连接至人的肢体的下肢假肢100′的另一个实施方式。下肢假肢100′除了以下介绍的内容以外均类似于图2中示出的下肢假肢100。因此，用于标识下肢假肢100′中各个部件的附图标记与用于标识图2中下肢假肢100的对应部件的附图标记相同，只是在附图标记上添加了“′”。
下肢假肢100′包括连接至第二部分104′的第一部分102′，其中102′，104′部分相对于彼此可以移动以模仿自然的人体关节。在图示的实施方式中，第一部分是下肢元件102′而第二部分是有效连接至下肢元件102′以模仿自然人体脚踝关节的假肢足部单元104′。足部单元104′包括在足部单元104′后端的脚跟部分104a′以及在足部单元104′前端的脚趾部分104b′。在一个实施方式中，脚跟部分104a′和脚趾部分104b′可以是整体式的。在另一个实施方式中，脚跟部分104a′和脚趾部分104b′可以通过例如螺钉、螺栓、粘合剂等彼此紧固在一起的独立部件。在图示的实施方式中，假肢足部单元104′是可以由可从
Figure BPA00001257562500371
购得的LP VARI-FLEX
Figure BPA00001257562500372
假肢足部。但是，足部单元104′也可以具有其他的结构或设计。在另一个实施方式中(未示出)，第一和第二部分可以分别是上部腿元件和下部腿元件，将其连接以模仿自然的人体膝关节。
如图12A中所示，下肢假肢100′也可以包括在足部单元104′和下肢元件102′之间延伸的框架106′。如图12A和12B中所示，下肢元件102′的连接部分108′有助于将下肢元件102′连接至另一个元件例如图1-4中示出的暂用假肢110。在图示的实施方式中，连接部分108′是角锥体。另外，下肢元件102′或支撑元件通过枢轴组件114′在其下端连接至足部单元104′，枢轴组件114′被连接至假肢足部单元104′。在图示的实施方式中，枢轴组件114′被连接在足部单元104′的大约后1/3处。但是，枢轴组件114′也可以被连接在足部单元104′的其他位置。优选地，枢轴组件114′模仿自然的人体脚踝关节。另外，盖罩106b′被围绕下肢假肢100′的致动器500设置以充分地保护致动器500并阻止异物侵入。在某些实施方式中，下肢假肢100′也可以包括控制线路例如图1-4中示出的控制线路112以为假肢100′供电和/或传输控制信号。
继续参照图12A-12C，致动器500为假肢100′提供必要的能量以执行与截肢患者的动作同步的角位移。致动器500将假肢100′的第一部分102′和第二部分104′连接在一起，这在图示的实施方式中对应于下肢元件102′和假肢足部单元104′。正如以下进一步介绍的那样，致动器被设置用于调节下肢元件102′和足部单元104′之间的角度。致动器500分别在第一连接点118′和第二连接点120′连接至足部单元104′和下肢元件102′。在一个实施方式中，假肢可以包括控制电路例如图2和3中示出的控制电路122来控制致动器500的操作。
图13-18示出了可以与上述的下肢假肢100′一起使用的致动器500的一个实施方式。致动器500优选地包括具有连接端512和底端514的定子或顶部单元510。在图示的实施方式中，连接端512是C形钳(参见图15)，具有沿第一轴X1对齐的第一开口512a和第二开口512b，第一轴X1通常垂直于致动器500的纵向轴Y延伸。但是，连接端512也可以具有其他合适的结构。开口512a，512b优选地被成形用于容纳紧固件例如螺钉、螺栓或销(未示出)从中穿过以允许在第二连接点120′处将顶部单元510紧固至例如下肢元件102′的上端。
顶部单元510的底端514优选地具有圆形壁514a和底面516。在图示的实施方式中，如图17中所示，底面516从圆形壁514a向着底面516的中心弯曲。底面516优选地包括通常位于底面516中心处的凹口部分518。顶部单元510的底面516上的凹口部分518优选地被成形用于在其中容纳滚珠轴承52，正如以下进一步介绍的那样。
如图17中所示，圆形壁514a包括从壁514a向外伸出的凸起520。在一个实施方式中，凸起520基本上沿壁514a的整个圆周延伸。在另一个实施方式中，凸起520可以是围绕壁514a的圆周以离散位置设置的多个凸起。
致动器500还包括第一狭长元件或转子530，具有从顶端530a延伸至底端530b沿着长度532延伸的主体，并且具有直径534。在一个实施方式中，长度532在大约25mm到大约70mm之间。在一个实施方式中，直径534在大约12mm到大约40mm之间。更优选地，直径534是大约17mm。转子530在其顶端530a具有圆形凸缘536，凸缘536具有比主体直径534更大的直径。顶端530a具有通常从圆形凸缘朝向表面537的中心537a向上弯曲的外表面537。表面537界定出通常位于其中心537a的凹口部分538。凹口部分538优选地被成形为在其中容纳滚珠轴承522，以使滚珠轴承522将顶部单元510连接至转子530。在一个优选实施方式中，顶部单元510和转子530完全通过滚珠轴承522彼此连接。在图示的实施方式中，滚珠轴承522是单滚珠轴承。但是，其他合适的轴承也均可使用。在一个实施方式中(未示出)，止推轴承被设置在顶部单元510和转子530之间。如图17中所示，转子530优选地是界定出中空的中间部分539的狭长螺母，其界定出具有螺纹540的壁部539a，螺纹540至少沿壁部539a的一部分长度设置。
如上所述，滚珠轴承522优选地将顶部单元510连接至第一狭长元件530。优选地，转子530表面537的弯曲和顶部单元510底面516的弯曲界定出其间的间隙541。间隙541优选地围绕表面537的中心537a圆周延伸。在优选的实施方式中，至少一块磁铁542被设置在间隙541内并通过例如粘合剂连接至表面537。在图18示出的实施方式中，围绕表面537的中心537a设有多块磁铁542。在另一个实施方式中，环形磁铁(未示出)可以被设置在表面537上，其中磁铁的环面与中心537a对齐。磁铁542优选地被设置用于在顶部单元510和转子530上施加磁力，以使得该作用力将顶部单元510和转子530向彼此牵引。
如图17和18中能够清楚看出的那样，致动器500还包括具有高度551的护圈550和界定出内径554的壁部552。护圈550包括具有内部556a和外部556b的凸缘556，内部556a从壁部522径向向内延伸，外部556b从壁部552径向向外延伸，其中内部556a和外部556b优选地被设置在壁部552的底端。尽管图示的实施方式将凸缘556示出为连续地围绕护圈550的外周，但是本领域技术人员可以意识到凸缘556也可以改为围绕护圈556的圆周设置在离散位置处的多个凸缘元件。护圈550的内径554被成形用于在其中容纳转子530和顶部单元510。
在图示的实施方式中，护圈550的内径554优选地至少是略微大于转子530的凸缘536的直径，以使得转子530的凸缘536不会与护圈550的壁部552相接合。类似地，护圈550的内径554优选地至少是略微大于顶部单元510的至少一部分圆形壁514a的直径。顶部单元510的圆形壁514a上的凸起520优选地接合护圈550的一部分壁部552，以使得顶部单元510和护圈550被彼此连接在一起。
优选地，转子530如下文中进一步介绍的那样围绕纵向轴Y旋转并沿其平移。在一个实施方式中，转子530仍然通过滚珠轴承522连接至顶部单元510，但是通过内部凸缘556a选择性地移动与护圈550形成接触和脱离接触，正如下文中进一步介绍的那样。在另一个实施方式中，转子530在通过滚珠轴承522与顶部单元510相接触和通过内部凸缘556a与护圈550相接触之间移动。
如图17和18中清楚示出的那样，第一磁铁560a和第二磁铁560b被设置在一部分转子530周围。第一磁铁560a和第二磁铁560b优选地具有高度562，562b以及比转子530的直径534更大的内径564a，564b，以使得磁铁560a，560b可围绕转子530安装。在一个实施方式中，第一磁铁560a和第二磁铁560b的内径564a，564b在大约12mm到大约40mm之间，并且更优选地是大约17mm。在一个实施方式中，磁铁560a，560b是具有24极的磁环。另外，如图17-18中所示，垫圈568被设置在第一磁铁560a和第二磁铁560b之间。优选地，垫圈568也具有比转子530的直径534更大的直径，以使得垫圈568可以围绕转子530安装。尽管图示的实施方式中示出了两块磁铁560a，560b和一个垫圈568，但是本领域技术人员应该意识到可以使用任意数量的磁铁和垫圈。
致动器500还包括具有圆柱形主体571的套管570，具有长度572和直径574以使得套环570可以围绕转子530安装。在一个实施方式中，长度572在大约10mm到大约70mm之间，并且更优选地是大约20mm。直径574优选地在大约12mm到大约40mm之间，并且更优选地是大约17mm。优选地，如图17中所示，套管570具有比第一狭长元件530的直径534更大的内径，并且具有比第一磁铁560a和第二磁铁560b以及垫圈568的内径更小的外径。因此，第一磁铁560a和第二磁铁560b以及垫圈568可以围绕套管570安装，套管570也相应地可以围绕转子530安装。在优选的实施方式中，转子530、套管570、磁铁560a，560b基本上彼此靠近设置。
如图17和18中清楚示出的那样，套管570还具有绕套管570圆周延伸的唇缘576。在优选的实施方式中，唇缘576连续地围绕套管570延伸，离开套管570表面的径向距离基本上等于第一磁铁560a和第二磁铁560b中至少一个的厚度。唇缘576优选地被设置为远离套管570的顶端一定距离以支撑套管570周围的第一磁铁560a和第二磁铁560b以及垫圈568，从而使得第一磁铁560a和第二磁铁560b以及垫圈568不会延伸超过套管570的顶端。
致动器500还包括电机580。在图示的实施方式中，电机580具有高度582以及内径为584的内表面586，以使得电极580能够围绕转子530设置。在一个实施方式中，电机具有的长度在大约10mm到大约60mm之间，并且更优选地是大约25mm。电机580的内径584优选地在大约15mm到大约50mm之间。在优选的实施方式中，电机580的直径584是大约22mm。如图17中所示，电机580围绕转子530延伸以使得套管570、第一磁铁560a和第二磁铁560b以及垫圈568被设置在转子530和电机580的内径584之间。电机580优选地包括被设置用于通过磁铁560a，560b来转动转子530的绕组。在图示的实施方式中，电机580是步进电机。但是，其他合适的电机类型也均可使用。例如，电机580可以是直流电机、压电电机、直流无刷电机和伺服电机。
如图18中清楚示出的那样，致动器还包括O形环590以及位于电机580和具有凸出部分612的盖罩部分610之间的滚珠轴承600。盖罩610优选地在致动器50完全组装好之后将电机580容纳在其中。波纹管620优选地被靠近盖罩610的底端设置。波纹管620有利地阻止异物例如灰尘和水进入与电机580和致动器500的第二狭长元件630相接触。
第二狭长元件630沿长度623延伸并具有直径634。在图示的实施方式中，第二狭长元件630是沿一部分长度632具有螺纹的螺栓。在图示的实施方式中，螺栓630在其底端具有连接部分638，并由从中穿过沿X2轴延伸的开口638a，X2轴通常正交于致动器500的纵向轴Y。开口638a优选地被成形用于在其中容纳紧固件例如螺钉、螺栓或销。因此，连接部分638可以在第一连接点118′处被紧固至例如假肢足部单元104′。
在一个优选实施方式中，螺栓630的螺纹636适用于螺接啮合螺母530上的螺纹540。优选地，螺栓630和螺母530上的螺纹636，540分别被设计为处于自锁定连接的边界上。在一个优选实施方式中，螺栓630和螺母530上的螺纹636，540分别是梯形螺纹。例如，螺纹636，540可以是居中的ACME螺纹，具有的工作直径是大约14mm，螺距是大约2mm，还有大约两个导程。但是，也可以使用任意合适的螺纹类型。在一个实施方式中，螺纹636，540由铝青铜和不锈钢支撑。但是，也可以使用其他合适的金属和合金。在一个优选实施方式中，螺母530中的螺纹530是切纹，而螺栓630内的螺纹636是底纹并涂有涂层例如永久性油涂层。有利地，螺母530内的螺纹长度被设置为在致动器500工作期间提供特定水平的摩擦，同时给致动器500输送增大的支撑和强度。但是，本领域技术人员应该意识到螺母530和螺栓630的螺纹540，636也可以具有其他结构并且可以用其他材料制成以提供所需的性能特征。例如，螺纹的材料和涂层以及螺距、工作直径和导程数量都可以改变以在螺纹540，636之间提供不同的接合摩擦。在一个实施方式中，螺纹540，636的螺距和结构可以被选择为使得(例如沿纵向轴Y)加至螺栓630和/或螺母530组件的负荷不能引发致动器500的自发移动。也就是说，螺纹540，636的螺距和结构在其间产生的摩擦力足够大以限制螺母530和螺栓630的相对旋转。在另一个实施方式中，螺纹540，636的螺距和结构可以被选择为使得沿纵向轴Y加至螺栓630和/或螺母530组件的负荷可以引发致动器500的自发移动。
如图17中所示，螺栓630优选地具有沿一部分长度632延伸的中空部分640。有利地，中空部分640减轻了螺栓630的重量，由此也减轻了致动器500的总体重量。如图18中所示，接纳环650被围绕螺栓630设置，其中环650与波纹管620的底端相连。
有利地，致动器500具有紧凑的装配。如上所述，电机580被围绕转子530设置，转子530则围绕狭长元件或螺栓630设置。因此，致动器500占据的空间更小并且能够具有比其他设计更轻的重量。在一个优选实施方式中，致动器500在收缩结构中具有的高度在大约40mm到大约70mm之间，而在完全伸展结构中具有的高度在大约65mm到大约130mm之间。另外，螺栓630的中空部分640有利地减轻了致动器500的重量。
在操作中，致动器500有利地减小定子或顶部单元510和转子或螺母530之间的摩擦。位于顶部单元510和螺母530之间的滚珠轴承522限制在顶部单元510和螺母530之间产生的摩擦力，由此允许螺母530基本上相对于顶部单元510自由旋转。另外，磁铁542如上所述将螺母530向顶部单元510吸引。这样的磁力提升螺母530脱离与护圈550的内凸缘556a的接合，由此限制在护圈550和螺母530之间产生的摩擦力，正如以下进一步介绍的那样。在优选实施方式中，磁力足够强以在步态循环的一个所需阶段内提升转子530脱离与护圈内凸缘556a的接合。在另一个实施方式中，磁铁542的磁力足够强以在步态循环的多于一个所需阶段内提升转子530脱离与护圈内凸缘556a的接合。
致动器500还可以有利地在步态循环的所需阶段期间被选择性地锁定。如图17中所示，转子或螺母530的凸缘536可以接合护圈550的内凸缘556a，在转子530和护圈550之间产生摩擦以限制转子530的旋转。由此，生成的摩擦力就是有效地锁定致动器500的锁定力。在一个优选实施方式中，凸缘536，556a在致动器500张紧时相接合。另外，如上所述，螺栓630和螺母530的螺纹636，540的相互作用也可以产生摩擦力以限制螺栓630和螺母530相对于彼此旋转。因此，螺纹636，540的相互作用也可以产生有助于锁定致动器500的锁定力。
现在介绍使用者操作下肢假肢100′期间致动器500的操作。图19示出了图12A-12C中所示下肢假肢100′的步态循环670中的不同阶段的流程图。在步态循环670的第一阶段672，在足部单元104′的脚跟撞地期间，致动器500首先处于压缩状态，其中转子530的凸缘536相对于护圈50上的内凸缘556a移动。
第一阶段的压缩状态源于下肢元件102′和假肢足部单元104′之间的操作关系。在脚跟撞地期间，负荷(例如由于使用者的体重或运动作用力)被加到足部单元104′的脚跟部分104a′上，促使脚趾部分104b′通过围绕枢轴组件114′的主枢转轴旋转而移动离开下肢元件102′，这就相应地通过第一连接点118′将压缩作用力加在第二狭长元件630上。压缩作用力被从第二狭长元件630传输到转子530上，以使得转子530的凸缘536移动远离护圈550的内凸缘556a。
在一个优选实施方式中，致动器500在第一阶段672期间不被致动。但是。为了在第一阶段672期间限制转子530由于所加负荷而相对于第二狭长元件630旋转，转子530和第二狭长元件630之间的螺纹540，636的螺距有利地在螺纹540，636之间产生接合摩擦。
下肢假肢100′在足部单元104′处于站姿阶段时转换为第二阶段674。在所述转换期间，致动器500从压缩状态转变为拉伸状态，以使得如上所述在转子530的凸缘536和护圈550的内凸缘556a之间产生摩擦力。
站姿阶段的拉伸状态是在假肢100′转换为第二阶段674时通过下肢元件102′相对于假肢足部元件104′的移动而产生的。在假肢100′移动经过第二阶段674时，使用者的动作(例如由于向前移动)在下肢元件102′上施加负荷，迫使下肢元件102′朝向假肢足部单元104′的脚趾部分104b′，由此在脚趾部分104b上增加负荷。所述负荷导致脚部单元104′的后部向下移动离开下肢元件102′，这就相应地通过第一连接点118′在第二狭长元件630上施加拉力。拉力被从第二狭长元件630传输到转子530上，以使得转子530的凸缘536朝向护圈550的内凸缘556a移动并与其形成接合。如上所述，转子530的凸缘536和护圈550的内凸缘556a之间的所述接合产生摩擦力以限制转子530的旋转。在一个优选实施方式中，摩擦力足够高以用作制动力来阻止转子530旋转。而且，在一个优选实施方式中，致动器500在第二阶段674期间不被致动。
在第三阶段676，足部单元104′从站姿阶段转换为脚趾离地阶段。在脚趾离地时，脚趾部分104b′继续像第二阶段中一样处于负荷下。因此，致动器仍然基本上保持在拉伸状态下，以使转子530如上所述被禁止旋转。在一个实施方式中，脚趾部分104b′上的负荷在步态循环的第三阶段要大于第二阶段。在一个优选实施方式中，致动器500在第三阶段676期间不被致动。
在第四阶段678，假肢足部单元104′处于脚趾离地和脚跟撞地之间的迈步阶段，其中足部104′不与支撑面相接触。在第四阶段678，致动器500处于压缩位置。如上所述，在处于压缩时，转子530上的凸缘536与护圈550的内凸缘556a脱离，由此允许转子530基本上相对于护圈550自由地旋转。
迈步阶段期间的压缩状态源于下肢元件102′和假肢足部单元104′之间的操作关系。在迈步阶段期间，负荷由于足部单元104′的结构(例如由于足部单元104′的体重)被加到假肢足部单元104′，其将脚趾部分104b′向下拉动离开下肢元件102′。脚趾部分104b上的向下的作用力相应地通过第一连接点118′将压缩作用力加在第二狭长元件630上。压缩作用力被从第二狭长元件630传输到转子530上，以使得转子530的凸缘536移动远离护圈550的内凸缘556a。转子530由此就能够基本上相对于护圈550自由地旋转。在一个实施方式中，转子530的凸缘536离开护圈550的内凸缘556a的动作通过磁铁542进行，其将转子530向顶部单元或转子510吸引并离开护圈550，由此禁止在迈步阶段期间产生摩擦。
在一个优选实施方式中，致动器500在迈步阶段期间被致动以调节下肢元件102′和假肢足部单元104′之间的角度。有利地，位于定子510和转子530之间的滚珠轴承522也可以限制在转子530和护圈550之间产生摩擦。因此，致动器在轻负荷下被致动，这有利地减少了致动器500上的磨损和损耗，提供了更长的工作寿命。
如上所述，在一个实施方式中，致动器500在处于拉伸状态时禁止转子530相对于第二狭长元件630旋转。但是，本领域技术人员应该意识到在另一个实施方式中致动器500也可以被操作用于在处于压缩时禁止转子530相对于第二狭长元件630旋转。而且，在另一个实施方式中，致动器500也可以被设置为使得在处于拉伸状态时允许转子530相对于第二狭长元件630旋转。例如，在一个实施方式中，磁铁542可以在致动器500处于拉伸状态时产生足以吸引转子530离开护圈550内凸缘556a的磁力。另外，如上所述，致动器500在步态循环的迈步阶段678期间被致动。但是，本领域技术人员应该意识到，致动器500也可以在步态循环的多于一个阶段期间被致动。
尽管致动器500的操作如上所述是相对于下肢假肢100′进行的，但是本领域技术人员应该意识到，致动器500也可以与矫形装置一起使用以调节矫形装置的第一部分和第二部分之间的角度。另外，致动器500如以上的实施方式中所述能够有利地被用于在所需的动作阶段期间选择性地锁定矫形装置，以及在致动器500的致动期间减小转子530和护圈550之间的摩擦以有助于矫形装置的操作。
在本发明的某些实施方式中，下肢假肢或矫形器包括与其连接并且基本上与负面的外界影响或负荷隔离的至少一个测量装置。例如，在某些实施方式中，测量装置能够测量假肢足部沿单个方向的角运动同时忽略或滤除假肢足部沿其他方向的动作和/或负荷。
例如，图20示出了具有脚踝动作受控的足部单元的下肢假肢700的分解图。为了易于参考和说明，某些部件例如某些螺钉、垫圈、轴承插头等均未示出并参照图示的假肢700进行说明。但是本领域技术人员根据图20和本文中公开的内容应该意识到其部件或其等价形式均可以用于和图示的假肢700中示出的部件一起使用。
在某些实施方式中，假肢700包括至少一个传感器组件，其有利地检测足部单元围绕单根轴线的旋转并且基本上忽略足部单元相对于轴线的轴向和径向移动。例如，这样的传感器组件可以被连接至并位于假肢700的旋转轴附近。
参照图20，示出的下肢假肢700包括可通过螺栓703连接至脚跟元件704的足部元件702。如图所示，足部元件702和脚跟元件704可以包括足部单元，例如可从购得的LP VARI-FLEX假肢足部。而在其他的实施方式中，足部元件702和/或脚跟元件704可以采用其他的结构，或者下肢假肢700没有脚跟元件704也可以工作。
如图所示，足部元件702被设置用于围绕延伸穿过底座部分710的主枢轴销708旋转连接至主框架706或连接元件。在某些实施方式中，主枢轴销708和底座部分710构成了被设置用于充分模仿健康人体脚踝自然动作的枢轴组件。例如，主枢轴销708可以允许足部元件702的脚背弯曲和脚底弯曲，正如先前参照图1-6中的假肢100详细介绍的那样。
假肢700进一步包括通过底座部分710有效连接至足部元件702的致动器712。具体地，致动器712连接至下销714，下销714允许致动器712的底部相对于固定至足部元件702后顶部的底座部分710旋转。在某些实施方式中，致动器712有利地能够调节主框架706和足部元件702之间的至少一种角度，以使得足部元件702围绕枢轴组件的主枢轴销708旋转。在某些实施方式中，致动器712包括本文中公开的各种类型致动器中的任意一种并且能够根据接收来自电子控制系统的一个或多个信号来主动调节主框架706和足部元件702之间的角度。
如图20所示，下肢假肢700可选地进一步包括用于接收使用者输入的键区716以及部分覆盖致动器712的后盖罩718。假肢700还可以包括其他装置和/或连接件以有助于将假肢700连接至肢体例如截肢患者的残肢。
示出的下肢假肢700进一步包括被设置用于连接至并通过枢轴组件的底座部分710伸出的传感器组件720。在某些实施方式中，传感器组件720被设置用于测量至少一部分假肢700沿至少一个方向的动作。在某些优选实施方式中，传感器组件720被设置和定位成测量一部分假肢700沿单个方向的动作。
例如，如图20中所示，至少一部分传感器组件720被设置在主枢轴销708内并沿基本上垂直于主框架706的纵向轴或垂直轴的某条轴线(例如枢转轴)延伸。示出的传感器组件720能够检测或测量足部元件702围绕主枢轴销708的转动。而且，在某些实施方式中，传感器组件720被固定至假肢700的枢轴组件以使得传感器测量值不会受到与为围绕主枢轴销708旋转的方向不同的方向上的负荷或作用力的影响。例如，在某些实施方式中，相对于主枢轴销708的轴线的轴向或径向移动不会影响到传感器组件720的测量值。
图21是示出了图20中传感器组件720的部件的更多细节的分解图。如图所示，传感器组件720包括通过扩展部分726连接至狭长的波纹管部分724的位移测量传感器722。在某些实施方式中，足部元件702相对于主框架706的相对旋转就通过位移测量传感器722来测量。
这种旋转的测量可以由传感器组件702以多种方式进行。在某些实施方式中，主708枢轴销被刚性连接至底座部分710，并且狭长的波纹管部分724被至少部分地设置在主枢轴销708内。在这样的实施方式中，足部元件702(和相连的底座部分710)相对于主框架706的相对移动导致狭长波纹管部分724(和相连的扩展部分726)相对于位移测量传感器722的相对旋转。例如，足部元件702的旋转可以造成狭长波纹管部分724相对于位移测量传感器722的旋转，位移测量传感器722可以相对于主框架706被固定。在其他的实施方式中，足部元件702的旋转可以造成位移测量传感器722相对于狭长波纹管部分724的旋转，狭长波纹管部分724可以相对于主框架706被固定。
在某些实施方式中，位移测量传感器722包括电位计，例如线性或对数电位计。在这样的实施方式中，狭长波纹管部分724的旋转造成扩展部分726以及电位计的可旋转输入端727的对应旋转。而在其他的实施方式中，可以使用其他类型的位移测量传感器，例如旋转位置传感器、光学或机械编码器、相同或类似装置的组合来测量假肢700中部件的移动和/或旋转。
如图21中所示，狭长波纹管部分724进一步包括围绕波纹管部分724外表面的多条凸纹728。在某些实施方式中，凸纹728有利地消除或者明显减小了轴向(例如沿波纹管部分724的轴线)和/或径向(例如垂直于波纹管部分724轴线的方向)动作和/或负荷对位移测量传感器722测量值的影响。例如，至少部分凸纹728可以位于容纳至少一部分狭长波纹管部分724的部件内。在某些优选实施方式中，这样的部件可以包括图20中示出的主枢轴销708。在这样的实施方式中，凸纹728可以有利地阻止狭长波纹管部分724用于围绕狭长波纹管部分724和主枢轴销708的轴线进行旋转的动作。
而在其他的实施方式中，狭长波纹管部分724可以包括多个凹槽或其他的阻止狭长波纹管部分724沿单个方向移动的表面特征。而在其他的实施方式中，传感器组件720没有扩展部分728或凸纹728也可以发挥作用。例如，传感器组件720可以包括柔性压缩膜片以将位移测量传感器722连接至主枢轴销708并吸收不需要的移动(例如轴向和/或径向移动)。
尽管已经参照具体实施方式介绍了传感器组件720，但是用于传感器组件702的其他结构也都可以和假肢700一起使用。例如，主枢轴销708可以被刚性连接至主框架706。在这样的实施方式中，位移传感器722或狭长波纹管部分724也可以被固定至主框架706以使得足部元件702相对于主框架706的相对移动可以通过位移测量传感器722进行检测。
而在本发明其他的实施方式中，假肢700可以包括其他类型的可以用于检测假肢700的至少一个部件移动的传感器组件。例如，假肢700可以包括球窝关节组件，通过围绕球窝关节的几何形状约束来限制其沿着至少一个方向的移动，这种约束可以包括例如与球窝关节的一个或多个表面相接合的一个或多个销或平面。而在其他的实施方式中，传感器组件720可以包括对于扭转力为刚性但是却允许纵向压缩和/或径向移动的挠性材料。
而且，应该理解传感器组件和/或假肢700可以有利地与多种动作受控的假肢和/或矫形装置一起使用，其示例在本文中以及在2005年2月11日提交的、申请号为11/056,344、并且发明名称为“SYSTEM AND METHOD FOR MOTION-CONTROLLED FOOT UNIT”的美国专利申请中进行了更加详细的介绍，因此通过引用其全文将该申请并入本文并且应该被认为是本说明书的一部分。
如上参照表1和图9所述，在本发明的某些实施方式中，有一些脚踝装置304的确定状态。这些状态中的一种是“放松”状态。在一个实施方式中，当传感器模块302检测到使用者已经移动到放松位置时，控制装置300即可触发“放松”状态。
在本发明的一个实施方式中，传感器模块302检测使用者何时移动到放松位置例如坐下、两腿交叉、倚靠、躺下、爬行、倾斜等。传感器模块302可以通过测量垂直加速度(由此即可确定例如整个脚踝装置304特别是足部单元104(参照图1)相对于地面是否处于倾斜位置，例如在坐姿或躺下的姿势时用脚跟支撑而腿是伸展开的)、水平/侧向加速度和时间的组合来检测这些放松位置。例如，传感器模块302可以包括能够测量y轴加速度的加速计。在一个实施方式中，测量的垂直加速度对应于重力。加速计可以被设置在脚踝装置304上。在一个实施方式中，加速计可以被设置在下肢元件102(参照图1)上，不过加速计也可以被设置在脚踝装置304上的任意位置。当被设置在下肢元件102上时，加速计可以被用于测量下肢元件102相对于垂直方向的角度，随后其可以被用于确定整个脚踝装置相对于地面的角度。随着脚踝装置304从直立的垂直位置开始旋转，对应的重力相对于旋转读数就会改变。例如，在脚踝装置304处于直立的垂直位置时，加速计可以测量到标准重力9.8m/s2。随着脚踝装置304从垂直位置开始旋转，加速计可以测量到地球的万有引力相对于脚踝装置304对地面而改变的角度的分量。由此，被设置用于测量垂直平面内加速度的传感器模块302就可以被用于确定脚踝装置304相对于地面的固定角度。例如，传感器模块302可以指示脚踝装置304相对于地面以90度的角度倾斜。这可以表明例如使用者已经完全背部向下地平躺下来。可选地，传感器模块302可以指示脚踝装置304相对于地面为45度，这表明使用者或许是坐下了，并且腿部以相对于地面成45度角的方式伸展开来。
除了垂直加速度以外，传感器模块302还可以包括被设置用于测量水平面或侧面内加速度的加速计。该加速计可以在使用者沿水平方向移动时测量脚踝装置304的地面加速度。而且，控制装置300还可以包括计时器(未示出)，其可以被用于测量传感器模块302检测加速度状态的时间总和。
为了检测某些放松位置，控制装置300可以被设置用于通过传感器模块302在一定时间段内监测加速度的测量值。在一个实施方式中，确定脚踝装置304相对于地面的角度范围以指示使用者移动到放松位置。要进入“放松”状态，控制装置300应该确定由传感器模块302检测的脚踝装置304和地面之间的角度处于确定范围内。附加地或可选地，也可以定义脚踝装置304的侧向/水平加速度范围。要进入“放松”状态，控制装置300应该确定由传感器模块302检测的脚踝装置304的侧向/水平加速度未处于确定范围内。附加地或可选地，可以确定上述条件得到满足期间的时间范围。换句话说，要进入“放松”状态，控制装置300应该确定脚踝装置304在确定的时间段内相对于地面的角度处于确定范围内和/或在表明使用者移动至放松位置的确定范围内加速。由此，触发执行“放松”状态的算法可以定义以下变量：起始加速度增量(例如触发“放松”状态的脚踝装置304的可能加速度的上限)、起始角度(例如触发“放松”状态的脚踝装置304相对于地面的角度下限)和起始时间(可以满足触发“放松”状态的其他变量组合的时间总和)。
在一个实施方式中，例如在使用者坐下、倚靠或爬行时使用的起始加速度增量可以是大约1m/s2，表明来自于使用者人工动作的阈值应该小于约1m/s2。可选地，加速度增量可以在大约0.1m/s2到50m/s2之间。足部元件相对于地面的起始角度可以在大约30度到大约-90度之间，例如表示使用者面朝下躺倒。可选地，角度范围可以在大约-90度到+90度之间，后者表示例如使用者背部朝下躺倒。起始时间例如可以是大约1秒或更多。在这些变量中的每一个都满足时，脚踝装置即可如下所述移动至放松状态。
在其他的实施方式中，控制装置300可以检测指示使用者移动脱离放松位置的条件并且可以启动“脱离”状态。使用者移动脱离放松位置的确定可以类似于确定使用者移动进入放松位置。由此，触发执行“脱离”状态的算法可以定义以下变量：结束加速度增量(例如触发“脱离”状态的脚踝装置304的可能加速度的下限)和结束角度(例如触发“脱离”状态的脚踝装置304相对于地面的角度下限)。在某些实施方式中，无论是否首先启动“放松”状态均可启动“脱离”状态。由此，即使从未检测到放松位置和/或从未启动“放松”状态，“脱离”状态也都可以将装置调节为用于脱离放松位置的优选结构。例如，控制装置300无需促使装置调节至特定的“放松”状态就可以检测到使用者处于坐姿。但是，即使没有启动“放松”状态也可以将装置调节至“脱离”状态可能是有利的。例如，“脱离”状态可以促使装置被调节至特定结构，该结构在使用者从坐姿站起时是有利的，例如使得装置脚背弯曲以帮助将使用者的移动中心切换至他/她的脚以有助于站立。无论该装置是否启动过对应的“放松”状态，该“脱离”状态都会是有利的。
在一个实施方式中，要执行“脱离”状态，结束加速度增量可以是大约25m/s2，允许使用者通过以高于大约25m/s2的加速度移动脚踝装置例如通过将脚踝装置在地面上撞击而脱离“放松”状态。可选地，结束加速度增量可以在大约0.1m/s2到50m/s2之间。“脱离”状态也可以由脚踝装置相对于地面的在大约-80度到大约10度之间的结束角度确定。可选地，角度范围可以在大约-90度到90度之间。
在一个实施方式中，“放松”状态表明应该将脚踝装置304调节至足部单元104和下肢元件102之间的特定角度。例如，在控制装置300启动“放松”状态时，控制驱动模块310可以促使致动器316将脚踝装置304调节至例如至少10度更优选地是大约15度的脚底弯曲位置。(参照图1，大约15度的脚底弯曲位置是指在调节下肢假肢100时使得足部单元104和下肢元件102之间的角度比中间位置时足部单元104和下肢单元102之间的角度要多出大约15度。在中间位置是0度的脚底弯曲和脚背弯曲。通常，“中间位置”是此时下肢元件102相对于水平面例如地面垂直。该中间位置可以根据足部单元104的脚跟高度转换为任意范围的实际脚踝角度)。脚踝装置304的脚底弯曲可以模仿人体足部的自然脚底弯曲，可以是功能性有利的，可以外表美观等。类似地，在控制装置启动“脱离”状态时，控制驱动模块310可以促使致动器316将脚踝装置304调节至例如至少5度的脚背弯曲位置。在一个实施方式中，该角度范围可以在大约1度到15度的脚背弯曲之间，并且如上所述，无论是在脚踝从“放松”状态脱离时、处于0度的脚底弯曲和脚背弯曲的中间位置时或者是任意其他所需结构时都可以使用。(再次参照图1，大约10度的脚背弯曲位置是指在调节下肢假肢100时使得足部单元104和下肢元件102之间的角度比中间位置时足部单元104和下肢单元102之间的角度要小10度。)
在其他的实施方式中，“放松”状态可以表明某种功率模式例如低功率模式，控制装置300应该自动调节至这种模式。例如，控制装置300可以命令电源模块318进入低功率模式例如休眠模式，此时控制装置300确定启动“放松”状态。类似地，“脱离”状态可以表明另一种功率模式例如正常功率模式，控制装置300应该自动调节至这种模式。而在其他的实施方式中，“放松”状态和“脱离”状态可以表明某种脚跟高度，控制装置应该自动调节至该高度。而在其他的实施方式中，在用于启动这些状态的条件已经满足达到一定的时间段之后再启动“放松”状态或者“脱离”状态可能是有利的。
除了定义某些状态以外，本发明的一些实施方式还可以确定对于具体地形变量的某些有利的调节。例如，在某些实施方式中，在使用者上坡或者下坡时可以进行有利的调节。因此，本发明的实施方式可以定义有利的调节用于响应上倾斜和下倾斜的改变，例如调节脚踝装置相对于地面的角度。图5和6分别示出了本发明的实施方式接触上斜坡和下斜坡。在图5中，角度α表示上倾斜的相对斜角。类似地，在图6中，角度α表示下倾斜的相对斜角。在图5和图6中，角度θ表示下肢元件102和具有脚踝动作受控足部的下肢假肢100的足部单元104之间的角度。在下肢假肢100处于其中间的未调节状态时，角度θ可以被选择作为中间角度或者下肢假肢100在平地上的角度。随着使用者在上斜坡或下斜坡上行动，下肢假肢100调节自身以通过用于上倾斜的减小和用于下倾斜的增大下肢元件102和足部单元104之间的角度θ来接合地面。在图5和图6中，下肢假肢100已经被调节为使得下肢元件102和足部单元104之间的角度θ根据作为相对斜度测量值的角度α来增大或减小所需的量。因此，在图5中，例如角度θ表示在下肢假肢处于平地时测量的中间角减去由角度α表示的上倾斜角。类似地，图6中的角度θ表示中间角减去下倾斜角。对于某些斜坡，可能希望不调节下肢假肢100来反映上倾斜/下倾斜的完整角度，或者甚至可能希望调节下肢假肢100以反映更多信息。
因此，在某些实施方式中，调节足部单元104相对于下肢元件102的角度以适应相对上倾斜和/或下倾斜的地形是有利的。例如，在调节至上倾斜时角度可以减小大约0到30度，或者在调节至下倾斜时角度可以增加大约0到30度。在使用者处于平地而下肢元件102相对于水平地面垂直时，下肢元件102和足部单元104之间的角度被称为中间角度，或者装置的角度处于中间位置。如以下更详细介绍的那样，在装置检测到使用者在上斜面和/或下斜面上行动时，随后装置即可在使用者的步态期间根据以检测到的上倾斜和/或下倾斜的角度为基础的响应角来调节改变足部单元104对于下肢元件102的相对位置。在某种意义上，装置确定了相对于上倾斜和/或下倾斜的经过调节的中间角度。换句话说，在下肢元件102处于垂直位置而足部单元104直接地接合上倾斜和/或下倾斜表面时，下肢元件102和足部单元104之间的角度就可以被定义为相对于上倾斜和/或下倾斜角度的经过调节的中间角度用于该装置。
随后对下肢元件102和足部单元104之间的脚踝角度的调节就可以相对于该经过调节的中间角度进行。在某些实施方式中，该调节只能在迈步阶段期间进行，以使得在站姿期间，下肢元件102和足部单元104之间的脚踝角度基本上稳定在经过调节的中间角度。可选地，相对于经过调节的中间角度进行调节可以在迈步和站姿阶段期间进行。在使用者离开站姿阶段并且装置在空气中移动而并不接触地面时，装置可以如上所述相对于经过调节的中间角度进行调节(例如像图8和11中所述)。在其他的实施方式中，调节也可以在站姿阶段期间进行，此时足部单元104至少部分地接触地面。在某些实施方式中，例如在上斜坡上，足部单元104可以被相对于下肢元件102调节以在脚跟触地时和中间阶段脚背弯曲并随后在脚趾离地时可以被调节至脚底弯曲的角度已提供自然的抬脚。在其他实施方式中，例如在下斜坡上，足部单元104可以被相对于下肢元件102调节以在脚跟触地阶段脚底弯曲，而在随后的站姿阶段和脚趾离地期间可以可以被调节至脚背弯曲以有助于翻转。应该理解站姿阶段进行的这些调节也可以被用于在平地上行走时。进一步应该理解上述用于上倾斜表面的调节也可以用于下倾斜表面，反之亦然。
在某些实施方式中，传感器模块302(参照图9)可以被设置用于确定使用者是在上坡行走还是在下坡行走。这可以通过追踪脚踝装置304在垂直面内路径的动态分析来实现。在一个实施方式中，具有双轴的两个加速度传感器在站立阶段期间测量脚踝装置对地面(重力)的相对位置。在一个实施方式中，这些传感器位于下肢元件102上(参照图1)。在其他实施方式中，传感器可以被设置在鞋底内、袜套内、护膝上等。通过测量从脚跟触地到脚趾离地的步态以及如何在迈步中抬脚，即可测量出上倾斜和下倾斜的相对角度。这是因为在上斜坡或下斜坡以及平地上行走时，使用者的步态会表现出不同的特征。例如，在上坡期间脚趾动作会比脚跟触地更多。另外，在上斜坡上行走时，使用者会比在平地上行走时抬脚更多并且会缩短迈步的幅度。其他特征可以观测用于在下斜坡上行走时的步态模式。基于对步态模式中不同之处的理解，加速度的测量值即可被用于确定表面角度。能够确定表面角度的传感器可以从Dynastream Innovations，Inc.(Alberta，Canada)购得。在某些实施方式中，表面角度可以通过取多次测量值例如五次测量值的平均值进行滤波。
在某些实施方式中，表面角度(或斜面角度)可以被应用于得到脚踝响应角度的公式中。脚踝响应角度是一种特定角度，下肢假肢100(参照图1)应该通过该角度进行调节以用于特定的表面角度，由此将下肢假肢100设置为经过调节的中间角度。脚踝响应角度可以相对于水平地面进行测量。作为示例，如果响应角为10度，那么下肢假肢100就应该被调节为使得足部元件104的脚趾末端向下肢元件102转动10度，在足部元件104和地面之间形成10度的角度，假定下肢元件102相对于地面保持固定。如果下肢假肢100响应于检测到的10度上倾斜角而被调节10度，那么下肢假肢100的足部单元104例如如图5中所示将完全地接触地面。另一方面，如果响应角为-10度，那么下肢假肢100就应该被调节为使得足部元件104的脚趾末端远离下肢元件102转动10度，在足部元件和地面之间形成-10度的角度，假定下肢元件102相对于地面保持固定。如果下肢假肢100响应于检测到的10度下倾斜角而被调节-10度，那么下肢假肢100的足部单元104例如如图6中所示将完全地接触地面。
在一个实施方式中，表面角度和用于上斜坡的响应角之间的比例是1∶1。在另一个实施方式中，表面角度和用于上斜坡的响应角之间的比例是非线性的，并且在一个实施方式中由公式y＝-0.017x2+0.1501x给出，其中y是脚踝响应角而x是检测到的(并且可能是滤波后的)表面角。其他实施方式可以得到用于下斜坡的响应角，在测得的表面角的大约10％到100％之间，更优选地是在大约10％到50％之间。图22示出了x-y曲线，表示以上定义的分别用于上倾斜/下倾斜的表面角和脚踝响应角之间的比例。因此，如果检测到5度的上倾斜表面角度，那么对应的响应角也是5度，就表示用于上倾斜面的1∶1的比例。但是，对于下倾斜面，脚踝响应角对应于以上列出的公式。因此，如果检测到-10度的下倾斜表面角度，那么对应的响应角大约为-2.5度。根据示出的实施方式，用于下倾斜面的响应角是下倾斜角的分量。该结果可以直观地理解。在使用者下坡行走时，由重力牵引造成的动量使使用者得以采用滚过的步态模式，导致不太需要足部单元104自动向下转动以接触地面。但是在上坡行走时，就需要足部单元104自动接触地面而不能迫使使用者用未弯曲的下肢假肢100滚动。
假肢或矫形装置的使用者可能经常需要多于一套装置。例如，股骨的截肢患者可能需要机电膝盖和机电脚踝或足部的组合。通常，在这些装置协作时可以实现更为自然的动作。在这些装置中的两个或多个是电控装置时，通过电路接口和装置之间的协作能够实现更好的协作例如更为自然的动作。
图23是示出了包括多个机电装置的系统1100的一个实施方式的方块图。在一个实施方式中，具体的机电装置包括一个或多个传感器、控制器以及一个或多个致动器。但是，可以意识到在其他的实施方式中，特定的机电装置可以例如只包括传感器、传感器和控制器、一个或多个致动器、致动器和控制器或者只有控制器。在一个实施方式中，系统可以包括主装置1112。在一个实施方式中，主装置1112检测整个系统1100的控制情况。在一个实施方式中，主装置1112是具有控制系统的主装置，控制系统装有状态机。主装置1112可以完全或部分地控制副装置1114。关于状态改变的信息或者直接致动的指令可以被发送至系统1100的各个部件例如副装置1114。系统1100中每一种装置的实施方式都可以包括假肢膝盖、假肢脚踝或者其他电控的假肢或矫形装置。例如，矫形装置譬如护膝可以包括用于测量膝盖动作的传感器。
在一个实施方式中，副装置1114可以只包含控制副装置1114所需的一部分软件或硬件。副装置1114因此可以完全或部分地取决于从主装置1112接收到的状态信息和指令。在一个实施方式中，副装置1114可以从主装置1112或另一副装置1114接收传感器数据。副装置1114还可以将传感器数据发送至其他装置1112，1114，1116或1118。在一个这样的实施方式中，副装置1114包括一个或多个传感器但是并不包括致动器。
系统1100可以包括观测装置1116，其被设置用于监测或控制系统1100内的一个或多个其他装置。在一个实施方式中，观测装置包括手表或安装在手臂上的装置，其提供与系统1100内的装置操作有关的状态或其他信息。在一个实施方式中，状态信息可以实时更新。在另一个实施方式中，观测装置1116可以带有设置用于影响系统1100操作的控制功能。在一个这样的实施方式中，观测装置1116只包括被设置用于接收传感器数据和/或发送控制数据至系统1100内其他机电装置的控制器。例如，在一个实施方式中，主装置1112可以是假肢膝盖而观测装置1116可以被用于激活或者被用于提供关于不同使用模式例如行走、骑车等的提示。
系统1100还可以包括配置装置1118，适合用于控制系统内的一个或多个其他装置。在一个实施方式中，配置装置1118直接与主装置1112通信。主装置1112协调配置数据与其他装置例如副装置1114或观测装置1116之间的通信。在其他的实施方式中，配置装置1118可以与全部的装置1112，1114，1116或其任何子集直接通信。
系统1110中的每一个装置1112，1114，1116和1118都可以利用仿生数据总线(BDB)1120进行通信。BDB 1120可以由任意的数据通信物理层构成，包括现有技术中已知的那些。例如，BDB1120可以包括以下通信层中的一种或多种：远程调制解调器、以太网(IEEE 802.3)、令牌环(IEEE 802.5)、光纤分配数据链接接口(FDDI)、异步传输模式(ATM)、无线以太网(IEEE 802.11)、蓝牙(IEEE 802.15.1)或包括IRDA的红外接口。BDB总线也可以包括外围接口总线，包括有通用串行总线(USB)、IEEE 1394、外围组件互连(PCI)或其他的外围总线例如现有技术中已知的那些。另外，BDB 1120可以包括网络例如内联网、局域网(LAN)、广域网(WAN)或因特网。BDB1120可以包括附加协议例如因特网协议(IP)或传输控制协议(TCP)。
应该意识到尽管在一个实施方式中机电装置可以作为装置1112，1114，1116和1118当中的一个来工作，但是在系统1100的其他实施方式中，特定的机电装置可以被设置用于以不同模式工作或者作为装置1112，1114，1116和1118中的一个或多个来发挥作用。在一个实施方式中，特定的机电装置可以被设置用于根据与系统1100内其他装置的数据交换而自动地用作特定类型的装置。例如，系统1100的一个实施方式可以包括假体膝盖、假体脚踝和与手腕相连的监视器。假肢膝盖的实施方式可以包括在2001年3月19日提交、2003年8月26日授权的美国专利6610101；2005年5月6日提交的申请号为11/123,870的美国专利申请；以及2005年3月9日提交的公开号为2005-0283257的美国专利公开中介绍的那些；这些申请中的每一篇都通过引用其全部内容并入。假肢脚踝的实施方式可以包括2005年2月11日提交的公开号为2005-0197717的美国专利公开中介绍的那些，并且通过引用其全部内容将其并入。
在BDB 1120上交换了识别数据之后，膝盖可以设置自身以作为主装置1112工作，脚踝可以设置自身以作为副装置1114工作，并且监视器可以设置自身作为观测装置1116工作。在只包括脚踝和手腕监视器的系统1100的另一个实施方式中，脚踝可以设置自身作为主装置1112而监视器则作为观测装置1116。
在一个实施方式中，装置可以包括配置数据库。数据库可以含有涉及系统1100结构和装置任务的数据。例如，脚踝装置可以包括数据以指示脚踝应该在系统1100包括膝盖假肢时设置自身作为副装置1114，但是应该在其他配置中设置自身作为主装置1112。
进一步应该意识到的是在某些实施方式中，系统1100可以包括副装置1114、观测装置1116和配置装置1118中的一种或多种。而且，在某些实施方式中，可以设置多个主装置以使得每一个装置都控制假肢组，例如一个主装置1112用于一组基于手臂的机电装置而第二主装置1112用于一组基于腿的机电装置。在这样的实施方式中，观测装置1116可以显示与部分主装置1112和副装置1114有关的信息。在另一个实施方式中，每一个观测装置1116都可以显示仅与单个主装置1112或副装置1114有关的信息。
主装置1112可以在BDB 1110上通信以分享数据或以其他方式协调系统1100的操作。在一个这样的实施方式中，例如手臂和腿部机电装置中的每一个都可以作为相对于一组装置的主装置1112工作。例如，膝盖可以作为相对于脚踝假肢的主装置1112工作而肩部机电装置则可以用作相对于肘部副装置1114的主装置1112。继续该示范性实施方式，相对于膝盖主装置1112，脚踝可以作为副装置1114工作。
应该意识到如本文中所述的装置1112，1114，1116，1118是指机电装置的一种工作模式的任务或功能描述。在某些实施方式中，机电装置可以是混合装置，例如一个装置在另一个主装置1112的影响或引导下用作副装置1112，但是也仍然含有不同的状态机。而且，其他的实施方式也可以包括作为本文中介绍的任意装置的组合而工作的机电装置。
图24是更加详细地示出了机电装置1202的一个实施方式的方块图，机电装置1202与附加装置1204和1026在系统1100的一个实施方式中通过BDB 1120通信。装置1202可以包括设置用于执行软件以控制装置运行的处理器和存储器。
在一个实施方式中，软件包括状态机模块1210、硬件抽象模块1212、动态学习模块1214、配置模块1216和BDB模块1218。应该意识到模块1210，1212，1214，1216和1218中的每一个都可以包括不同的子程序、进程、定义声明和宏。每一个模块都可以被独立编译和链接为单个可执行程序。每一个模块的说明都被用于方便描述系统的一个实施方式的功能。因此，由每一个模块执行的过程可以被重新分配至其他模块当中的一个，在单个模块中组合在一起或者做成例如可以从共享的动态链接库中获得。在某些实施方式中，模块可以被同时执行或者作为不同的线程或过程并行。可以使用任意适合的计算机语言或环境来生成模块，包括通用语言例如C、C++、Java或FORTRAN。
模块1210，1212，1214，1216和1218中的每一个都可以通过任意合适的方法例如现有技术中已知的方法进行通信。在一个实施方式中，模块可以利用共享的数据结构例如2005年3月9日提交的公开号为2005-0283257的美国专利公开中介绍的数据结构进行通信，该文献先前已被并入本文。在一个实施方式中，共享的数据结构可以包括可用于通过仿生数据总线模块1218存取到系统1100内的其他装置1204和1206的部分。在这样的实施方式中，共享结构中的数据部分可以在BDB 1120上进行通信。
在一个实施方式中，观测装置1116可以是个人计算机或服务器计算机系统，被设置用于执行系统1100内其他装置的诊断程序。在一个实施方式中，观测装置1116可以被设置用于通过仿生数据总线模块1218来接收并更新例如上述的共享数据结构中的内容。
状态机模块1210通常包括高电平的应用或装置专用指令。状态机模块1210通常被描述为具有装置的智能。机电装置特定实施方式中的状态机模块1210可以在系统1100的不同实施方式中被设置用于作为主装置1112、副装置1114、观测装置1116或配置装置1118工作。状态机模块1210的实施方式可以通过使用硬件抽象模块1212以与特定机电装置上的专用硬件相接而被设置为无需修改即可载入到不同的机电装置例如不同的膝盖硬件内。前文中并入的2001年3月29日提交、2003年8月26日授权的美国专利6610101中介绍了状态机模块1210的一个示范性实施方式。
在一个实施方式中，状态机模块1210的各个部分可以被替换或扩展以提供定制的例如基于动作的机电系统1100的控制。例如，用于特定动作例如骑车或慢跑的软件可以被安装到状态机模块1210内以改善或定制机电装置例如假肢膝盖用于特定动作的功能。在一个实施方式中，定制的控制软件可通过下载安装。在一个实施方式中，下载的数据可以从配置装置1118接收。在另一个实施方式中，主装置1112可以包括网络接口，可以通过该接口从任意其他的网络计算装置接收定制的控制软件。网络接口可以包括无线网络例如移动电话网络或者任意其他合适的计算机网络，例如以上结合BDB 1120介绍的那些内容。
硬件抽象模块1212通常包括低电平的硬件专用代码，为其他软件模块所带的硬件提供标准化接口。硬件抽象模块1212可以抽象硬件例如传感器和致动器。硬件抽象模块1212由此允许其他的软件例如状态机模块1210得以与不同的传感器共用，只要每一个传感器都提供硬件抽象模块1212能够以标准化形式表示的数据即可。例如，特定的传感器可以通过设定硬件寄存器的数值来提供数据。另一个用于产生等价数据的传感器可以在更新数据时通过终端给处理器信号。硬件抽象模块1212能够被设置用于读取任一传感器并利用统一的接口来提供数据以使得如果特定的传感器改变，其他的软件层不必进行修改。这对于具有多种机电装置1202，1204，1206的系统100可能是特别需要的。例如，脚踝机电装置1202可以被设置用于从不同类型和模式的假肢膝盖1204接收传感器数值例如膝盖角度。继续该示例，脚踝装置1202的硬件抽象模块1212在一个实施方式中可以提供膝盖角度，无论传感器是否被设置为通过处理器查询以接收更新或者无论传感器信号是否通过例如中断通道给处理器发送信号，膝盖角度都会每5毫秒更新一次。硬件抽象模块1212还可以被设置用于与传感器分辨率无关地提供向上采样或向下采样为稳定精确值的膝盖角度。例如，膝盖角度值可以用具有8位、16位或更高分辨率的数值表示。而且，无论数据是来自相同的机电装置1202还是其他的机电装置1204，1206，数据接口都可以是相同的。
应该意识到的是某些实施方式包括的机电装置中硬件抽象模块1212被设置用于与病人的神经或肌肉系统相连。例如，致动器可以包括肌肉。在一个实施方式中，传感器包括病人身体中的神经。
动态学习模块1214可以包括更新运行参数例如由状态机模块1212使用的运行参数的动态学习矩阵。在一个实施方式中，学习模块1214可以将运行参数调节至当前的运动节奏、具体动作、地形等。学习模块1214的一个示范性实施方式在2001年3月29日提交、并且在2003年8月26日授权的先前已并入的美国专利6610101中进行了介绍。
配置模块1216可以被设置用于存储并保留控制参数。参数可以通过学习模块1214或者通过配置装置1118被依次地自动调节。在一个实施方式中，由配置模块1216保留的数据基本上是静态数据。配置模块1216可以被设置用于将BDB 1120连通至配置装置1118以发送和接收参数数据。配置模块1216可以在BDB 1120上提供到配置装置1118的标准接口。在一个实施方式中，例如副装置1114的配置模块1216被设置用于通过其他装置例如主装置1112接收参数。因此，系统1100的部件可以通过配置装置1118与主装置1112通信而被设置在一起，主装置1112进一步将参数传输给其他装置例如系统1100中的装置1204和1206。
在一个实施方式中，抽象模块1212控制机电系统1100内的一个或多个致动器。在一个实施方式中，这包括通过致动器例如在假肢膝盖内施加阻尼。在一个实施方式中，至少一部分抽象模块1212以不同于状态机或学习模块1210和1214运行速率的频率来运行。例如，在一个实施方式中，低电平抽象模块1212以1毫秒(ms)的周期运行，而高电平编码的状态机则以5ms的周期运行。
仿生数据总线(BDB)模块1218被设置用于通过BDB 1120在系统1100内的装置之间提供数据通信。BDB模块1218的一个实施方式包括抽象或标准化到其他模块1210，1212，1214和1216的接口的软件接口用于在BDB1120上进行通信，与BDB 1120的具体实施方式无关，例如与BDB是包括网络还是外围总线例如USB无关。
BDB模块1218可以给BDB 1120提供分层接口。在一个实施方式中，各层可以对应于由BDB 1120提供的一条或多条物理通道。在其他的实施方式中，各层可以对应于BDB 1120上的逻辑通道。在一个实施方式中，由BDB模块1218提供的通道包括状态通道1230、参数通道1232、传感器通道1234以及致动通道1236。
状态通道1230可以被设置用于在机电装置之间进行高频、少量的状态机数据通信。在一个实施方式中，该数据可以包括与假肢膝盖的步态循环相关的数据。该数据可以包括状态数据或状态改变的数据。例如，在假肢膝盖中，状态改变可以表明步态循环中的改变。
参数通道1232可以被设置用于在装置之间例如在配置装置1118和主装置1112之间以中间频率和数量来进行数据通信以交换参数设定。参数通道1232的数据可以包括配置参数例如2005年3月9日提交的、公开号为2005-0283254、先前已并入本文的美国专利公开中介绍的配置参数。
传感器通道1234可以被设置用于进行高频、少量传感器数据的通信。来自系统1100内某一装置的传感器数据可以由此用于供其他装置共享使用。这就允许将传感器设置为并不是物理地位于或靠近特定机电装置而是可以物理地位于或者靠近系统1100内的另一装置。而且，某些传感器可以由此被共享以降低系统1100的总体成本。传感器可以包括力传感器、电池电压传感器或任意其他的可以加入或连接至任意机电装置的传感器。
另一条通道可以包括致动通道1236。致动通道1236进行少量、高频的包括致动器控制信号的数据通信。在一个实施方式中，主装置1112可以在致动通道1236上发送致动器控制信号来控制副装置1114上的致动器。数据可以包括例如位置、作用力、方向和速度等数据。
除了与其他机电装置通信以外，其他的电子装置例如远程服务器计算机(未示出)也可以通过BDB 1120与机电装置通信。在一个实施方式中，远程服务器可以实现维护动作例如诊断机电装置内的故障。装置1202可以传输传感器数据、状态改变数据或者在装置1202或通过BDB 1120连接至装置1202的装置1204，1206上生成的其他数据。
在一个实施方式中，使用共同的命名规定来识别通道内传输的数据。在一个实施方式中，数据格式为使用例如可扩展标记语言(XML)这样的命名规定的结构化数据。在一个实施方式中，命名规定则基于使用的类似于解剖学等价形式的术语。例如，在一个实施方式中，命名规定包括来自人体肌肉系统用于致动器信号的术语以及来自人体神经系统用于传感器信号的术语。
除了与其他机电装置通信以外，其他的电子装置例如远程服务器计算机(未示出)也可以通过BDB 1120与机电装置通信。在一个实施方式中，远程服务器可以实现维护动作例如诊断机电装置内的故障。装置1202可以传输传感器数据、状态改变数据或者在装置1202或通过BDB 1120连接至装置1202的装置1204，1206上生成的其他数据。
在一个实施方式中，远程计算机包括用于维护和扩展机电装置1202的仪表软件。图25示出了用于和假肢膝盖一起使用的仪表程序的一个实施方式的使用者接口。左栏显示的是存储器位置的名称、寄存器或者可以在机电装置1202上监测的其他数据。在示出的实施方式中，选择监测项目的名称即可显示其数值。在一个实施方式中，显示数值是连续的并且在从装置1202接收到新数据时进行自动更新。在一个实施方式中，检测项目的数值可以被记录到文件内以供后续分析。该分析可以包括数据的图形化绘制。在一个实施方式中，仪表程序也可以发送指令至装置1202例如用于清除数据、复位装置1202和更新装置1202上的软件或固件。在一个实施方式中，这些项目的数值可以由仪表程序的使用者进行修改。在一个实施方式中，仪表程序可以被设置用于将更新项目的数值限制在预订范围以内。
图26A是系统1100的包括假肢膝盖1402和假肢脚踝1404在内的示范性实施方式的示意性方块图。(也可参见例如图30。)在系统1100包括电控脚踝1404和电控膝盖1402时，存在如果两个“智能”部件无法共享信息或者无法以同步方式进行其他工作的不稳定的风险。膝盖1402可以包括3个主要传感器，角度传感器、后部作用力传感器(PF)和前部作用力传感器(AF)。根据PF和AF传感器的信号，膝盖1402能够计算出暂用假肢(pylon)内的动作。膝盖1402能够将动作表示为脚趾如何加载和脚跟如何加载的信息。根据对来自PF和AF传感器的数值的计算，膝盖1402也能够识别足部是否放置在地面上或者具有多大的作用力。在一个实施方式中，作用力信号和角度信号一起通过状态机模块内的算法进行评估以便每5ms确定一次处于高电平循环周期内的膝盖1420的状态。如果信号不正确或者被误读，膝盖1402就不能正确地改变状态或功能。
由于来自作用力传感器的数值(膝盖框架内的弯矩)被转化为脚趾和脚跟的负荷值，因此应该确定足部的对齐并且特别是脚踝1404的角度。在设定期间，某些范围和阈值可以被设定用于膝盖1402。如果在初始设定之后对齐状态有明显改变，膝盖1402就可能会误读来自作用力传感器的信息。电动调节的脚踝1404的功能通常就会导致这样的对齐状态的改变。
如果脚踝1404能够以足够高的频率来给膝盖发送关于角度数值的信息，膝盖就能够补偿来自传感器的作用力信号中的“错误”并且整个系统1100就能够以比非同步系统更加稳定的方式运行。
电动脚踝1404也可以被设计为同样适合膝盖以下截肢的患者。在这样的使用模式下，脚踝1404不需要来自于“联盟”部件的额外信息。但是膝盖1402可以传输的额外信息能够简化用于供膝盖以上截肢患者使用的脚踝设计。
另外，由脚踝1404使用来自膝盖1402的数据能够给系统1100提供额外的功能。例如，脚踝1402的角度数值可以通过BDB 1120的传感器通道1232变为可供膝盖1404访问。而且如果脚踝偏移了一定度数(例如要和高跟鞋一起使用)，膝盖1402可以使用该信息以进一步补偿作用力传感器的测量值。偏移数值可以在参数通道1232上进行通信。
在一个实施方式中，脚踝可以包括假肢或矫形足部，类似于2006年2月2日提交、申请号为11/346,600并且发明名称为“SENSING SYSTEMS AND METHODS FOR MONITORING GAIT DYNAMICS”的美国专利申请中公开的实施方式，并且通过引用其全文而并入，其被设置用于在BDB1120上生成和提供脚趾负荷和脚跟负荷的测量值。在另一个实施方式中，脚踝可以包括假肢或矫形足部，类似于2003年12月18日提交、申请号为10/742,455并且发明名称为“Prosthetic foot with rocker member”的美国专利申请中公开的实施方式，并且通过引用其全文而并入，其被设置用于在BDB 1120上生成和提供脚趾负荷和脚跟负荷的测量值。
图26B是图23中系统的包括假肢膝盖1402和假肢足部1406在内的示范性实施方式的示意性方块图。在一个实施方式中，膝盖1402和脚踝1404均包括数据通信和网络接口例如彼此通信的RS-232端口以确定BDB1120。在另一个实施方式中，BDB 1120可以通过装置1402和1406上的RS-485端口实现。在一个实施方式中，假肢足部1406包括允许足部调节至不同级别斜度的关节。因此，来自足部1406的响应会不同于具有固定脚踝的足部。在一个实施方式中，基于转化为弯矩的作用力测量值来控制膝盖1402。根据弯矩数值，膝盖1402管理状态的改变并基于膝盖1402是处于平地上、不同级别的斜坡上还是处于楼梯上来调节膝盖的阻力。
在一个实施方式中，膝盖1402可以根据作用力和力矩的改变检测到使用者在倾斜表面上行走。由于关节连接的足部1406的弯曲，足部1406可以调节至某一斜度以使膝盖1402不接收与在斜坡上行走相吻合的作用力测量值。因此，在使用者实际上正在上坡或下坡时，膝盖1402可以像使用者在平地上行走一样发挥作用。在一个实施方式中，足部1406可以在角度改变时将其关节角度传输至膝盖1402。在其他的实施方式中，足部1406可以用预定速率或者在角度改变了阈值数量时将角度传输至膝盖。在一个实施方式中，膝盖1402可以按间隔或响应于特定事件例如状态改变来从足部1406请求数据。膝盖1402可以随后使用角度数值来校正力矩计算(例如通过将比例计算作为角度函数)。在一个实施方式中，从足部1406传输至膝盖1402的数据可以包括状态机数据。状态机数据可以由膝盖1402的控制系统使用以协调足部1406的动作并且根据来自足部1406的附加信息更好地识别正确的控制响应，例如在足部1406的关节弯曲时校正作用力传感器的读数。
在某些实施方式中，关节连接的足部1406可以在使用者已经完成例如三步之后被触发调节其角度。在其他的实施方式中，关节连接的足部1406可以在多于三步之后被触发调节其角度。另外，脚踝可以在使用者已经完成三步并且已经达到特定速度例如至少约0.55米/秒之后被触发执行脚趾提升功能。典型的胫骨装置需要更多的步数，目的是为了稳定装置使用者由于在胫骨使用者之间更大的动作范围导致的步态模式。作为对比，具有假肢膝盖1402和关节连接足部1406的股骨使用者可以具有较窄的动作范围。因此，三步即可给装置提供足够的信息来引发脚趾提升以及相关的预定步态模式。这种更加快速的处理对于假肢使用者是有利的，因为它提升了装置对于环境改变的适应能力。尽管在某些实施方式中股骨装置可以在三步之后启动脚趾提升，但是在其他实施方式中这种触发也可以在两步到五步之后启动和/或在使用者已经达到在0.40m/s到0.60m/s之间的特定速度时启动。
如上所述，在某些实施方式中，脚踝1402保留与在平地上行走相一致的作用力测量值。足部单元1406为了补偿斜度而调节其角度。在某些实施方式中，连接至膝盖单元1402的足部单元1406可以具有比连接至生理膝盖的足部单元1406更大的动作范围，因为假肢膝盖1402的动作由于膝盖1402具有比生理膝盖更少的自由度而更加可预测。例如，连接至假肢膝盖1402的足部单元1406可能可以执行从平地下降到大约-10度的梯度的脚趾提升，而连接至生理膝盖的足部单元1406可能只能够执行从平地下降到大约-6.5度的梯度的脚趾提升。
可以在足部1406和膝盖1402之间利用任意合适的协议例如以上参照图23中的BDB介绍的协议来进行数据通信。例如，在一个实施方式中，传感器和控制数据可以作为字符串在RS-232连接上进行通信。在一个实施方式中，在膝盖1402的每一个程序循环内，膝盖都会读取串行端口，分析字符串并得出角度数值。随后角度数值被转化为用于斜度检测程序的校正值。
在另一个实施方式中，数据可以在RS-232层上通过合适的链接层协议例如高电平链接控制(HDLC)协议进行通信。在其他的实施方式中，可以使用适当的更高电平的协议。在一个实施方式中，两个RS-232端口可以通过简单的线路接口相连接。
在一个实施方式中，膝盖1402可以作为主装置1112工作，其接收来自足部1406的传感器数据并使用该数据生成送回到足部1406的控制信号。在这样的实施方式中，来自足部1406的附加传感器数据可以被用于提供更为可靠并且使膝盖1402能够更好的预测或以其他方式管理状态改变的控制。而且，膝盖的附加传感器数据可以被用于扩展或改善足部1406的控制。例如，膝盖1402的负荷传感器可能能够检测快速的脚趾离地信号，其能够表明开始步入楼梯。足部1406的控制系统可以被设置用于利用该数据来预判并更好地检测状态改变例如楼梯的上倾斜或下倾斜。在另一个实施方式中，足部1406的负荷传感器可能能够检测上倾斜或下倾斜的改变并告知主装置1112进行相应调节。
在一个实施方式中，足部1406和膝盖1402也可以被设置为共用电源。在这样的实施方式中，主装置1112例如膝盖可以协调用于两装置的电源管理。在一个实施方式中，足部1406和膝盖1402可以被特别设计为一起工作。但是，在其他的实施方式中，包括兼容的机械和通信接口的任意足部1406和膝盖1402都可以构成系统1100。
图26C是图23中系统的包括假肢膝盖1402、假肢足部1406和作为主装置1112工作的主装置1408在内的另一个示范性实施方式的示意性方块图。主装置1408可以包括被设置用于从足部1406和膝盖1402中的每一个接收传感器数据并基于该传感器数据给足部1406和膝盖1402提供控制信号的任意电子设备。
图26D是图23中系统的包括假肢膝盖1402和假肢足部1406在内的另一个示范性实施方式的示意性方块图，其中假肢足部1406作为主装置1112工作。在这样的实施方式中，足部1406的控制器可以包括一个或多个用于控制两装置的状态机。
图27是示出了用于和一对机电装置1202和1204通信的系统1500的一个实施方式的方块图。在示出的实施方式中，系统1500包括与机电装置1202和1204通过数据通信网络1350通信的单个网络计算装置1340。其他实施方式可以只包括单个机电装置1202或多于两个机电装置。在一个实施方式中，系统1500包括另外的网络计算装置1341，其也通过网络1352与网络计算装置1340通信。在一个实施方式中，机电装置1202和1204被设置用于和网络计算装置1340通信以发送和接收设置和校准数据。在一个实施方式中，机电装置1202和1204被设置用于和网络计算装置1340通信以接收可执行指令用于扩展或代替一个或多个状态计算模块1210、硬件抽象模块1212、动态学习模块1214、配置模块1216、BDB模块1218或机电装置1202任意其他合适的软件模块的一部分或全部。
在一个实施方式中，网络计算装置1340包括与处理器1344和存储器1346通信的网络接口1342。网络计算装置1340可以包括服务器计算机、个人计算机或移动计算机例如笔记本电脑。在一个实施方式中，网络计算装置1340包括个人数字助理。在另一个实施方式中，网络计算装置1340包括移动电话。
网络接口1342通过网络1350和1352为包括机电装置1202和1204在内的一个或多个计算装置提供联网能力。在一个实施方式中，用于网络1350和1352的网络接口1344包括例如以下方式的一种或多种：远程调制解调器、以太网(IEEE 802.3)、令牌环(IEEE 802.5)、光纤分配数据链接接口(FDDI)、异步传输模式(ATM)、无线以太网(IEEE 802.11)、蓝牙(IEEE 802.15.1)或包括IRDA的红外接口。网络1350也可以包括网络例如因特网、局域网(LAN)或广域网(WAN)。如本文中所用，网络1350和1352可以包括网络变种例如公共因特网、因特网内的专用网络，因特网内的安全网络、专用网络、公共网络、增值网络、内部网络等。在一个实施方式中，网络1350包括网络1352。
处理器1344可以是任意适合的通用单芯片或多芯片微处理器例如ARM，Pentium
Figure BPA00001257562500681
，Pentium II，Pentium III
Figure BPA00001257562500683
，Pentium IV
Figure BPA00001257562500684
，Pentium
Figure BPA00001257562500685
Pro，8051，MEPS
Figure BPA00001257562500686
，Power PC
Figure BPA00001257562500687
，ALPHA
Figure BPA00001257562500688
，或任意其他合适的处理器。另外，处理器1314可以包括任意合适的专用微处理器例如数字信号处理器或可编程门阵列。
存储器1346可以包括易失性部件例如DRAM或SRAM。存储器1346也可以包括非易失性部件例如基于存储器或光盘的存储。在一个实施方式中，网络计算装置1340包括服务器和包含基于光盘存储的存储器1346。在一个实施方式中，基于光盘的存储包括文件服务器。
在一个实施方式中，机电装置1202包括用于可移除地连接存储器的存储卡接口1366。存储卡接口1366可以包括与可移除的存储卡的接口，其包括半导体存储(芯片)，例如随机存取存储器(RAM)或各种形式的只读存储器(ROM)，其被可移除地连接至处理器1344。可移除式连接的存储器可以包括任意标准或专用装置上的存储器例如记忆卡、安全数字记忆卡、记忆棒或任意其他合适的可移除式存储装置。在一个实施方式中，存储卡接口1400被设置用于连接处理器固态稳定存储器例如闪存(FLASH)存储器或磁阻RAM(MRAM)。在一个实施方式中，存储器1104包括磁盘驱动器例如磁体、光学或磁光驱动器。
在一个实施方式中，机电装置1202和1204中的每一个都包括连接至存储器1362和网络接口1364的处理器1360。处理器1360可以是包括以上参照处理器1344所介绍的处理器在内的任意合适的处理器。存储器1362可以是包括以上参照存储器1346所介绍的存储器在内的任意合适的存储器。网络接口1364将处理器1360设置为与网络1350通信。网络接口1364可以包括任意合适的网络接口，包括以上参照网络接口1342所介绍的那些网络接口在内。
图28是示出了具有图27中的网络计算装置1340的机电装置的结构同步和数据校正方法1600的一个实施方式的流程图。配置数据可以包括由假肢输入的数据、基于预定参数例如机电装置使用者高度而确定的数据、基于机电装置1202使用者的体验或偏好选择的数据、或者由假肢装置的设计者或生产商选择以影响假肢装置1202的控制系统的数据。校正数据可以包括由机电装置的控制系统在机电装置1202运行期间确定的数据。这些数据还可以被统称为控制数据。方法1600在方块1610处开始，其中机电装置1202建立起与网络计算装置1340的通信。这些数据的输入或检查可以通过屏幕显示例如图25中所示的方式来进行。
然后在方块1620处，机电装置1202与图27中的网络计算装置1340同步一个或多个设定。在一个实施方式中，机电装置1202接收与特定机电装置1202的使用者相关的配置或校准信息。在另一个实施方式中，机电装置1202发送配置或校准数据给网络计算装置1340。在一个实施方式中，同步的配置和校准数据包括前述在BDB 1120上发送的任意数据。另外，同步数据可以包括由机电装置1120使用的任意其他的配置或校准数据。
在一个实施方式中，同步数据包括确定机电装置1202上的数据和与网络计算装置1340上的特定机电装置1202相关联的数据之间的差异，并在装置之间发送这些数据。在一个实施方式中，网络计算装置1340将与机电装置1202相关联的数据存储在与识别特定机电装置有关的数据例如序列号的数据库中。在一个实施方式中，当特定的机电装置1202被再次同步时，网络计算装置1340基于数据库中的数据来确定数据差异。在一个实施方式中，在确定控制数据不同之后，机电装置1202将控制数据发送至网络计算装置1340以覆盖与机电装置1202有关的控制数据。在另一个实施方式中，网络计算装置1340给机电装置1202发送控制数据以覆盖机电装置上的这些数据。在一个实施方式中，某些数据被双向发送用于覆盖。控制数据是发往还是发自机电装置1202可以基于一种或多种方法。例如，在一个实施方式中，与数据相关联的时间标记被保存在机电装置1202和网络计算装置1340上。在其他的实施方式中，关于控制数据中特定项目的预定规则确定了如何同步数据。在一个实施方式中，装置使用者的选择或者矫形器的选择确定了其中要同步的控制数据中的特定数据项。在一个实施方式中，新的机电装置1202从与网络计算装置1340相连的存储原始数据的数据库中接收原始控制数据或者覆盖存在于机电装置1202上的任何数据。
在一个实施方式中，网络计算装置1340用作电路以发送并接收配置和校准数据到存储数据的另一个网络计算装置1341。在一个实施方式中，网络计算装置1340是与机电装置1202通过短程网络通信并将数据传输至网络计算装置1341的PDA或移动电话。在一个这样的实施方式中，网络计算装置1341包括服务器计算机。因此，机电装置1202可以与网络计算装置1340和1341之一或两者同步配置和校准数据。
然后在方块1630处，机电装置1202存储所有接收到的数据。而且或可选地，网络计算装置1340和1341存储所有接收到的数据。在一个实施方式中，装置1202，1340或1341中的一个或多个也存储涉及同步的数据例如时间标记或识别装置的数据或同步中调用的数据。在一个实施方式中，网络计算装置1340或1341在与机电装置相连的数据库中存储数据。返回至图28，方法1600前进至结束状态。
图29是示出了机电装置上软件的更换、扩展或删除方法1700的一个实施方式的流程图。方法1700在方块1710处开始，其中机电装置1202与含有设置用于在机电装置1202上执行的软件的来源装置建立通信。在一个实施方式中，来源装置包括网络计算装置1340。在这样的实施方式中，机电装置1202与网络计算装置1340通过网络1350建立通信。在另一个实施方式中，来源装置还包括网络计算装置1341。在这样的实施方式中，机电装置通过网络1350和1351借助网络计算装置1340与网络计算装置1341建立通信。在一个实施方式中，来源装置包括另一个机电装置。在另一个实施方式中，来源装置包括与存储卡接口1366相连的存储卡。软件例如可以是低电平的固件和/或高电平的软件。
移动至方块1720，机电装置1202或装置1202的使用者选择要在装置上安装的软件。在一个实施方式中，使用者从适用于各种动作例如徒步、骑车或慢跑的软件列表中进行选择。在一个实施方式中，列表被显示在与网络计算装置1340相连的用户接口上。在一个实施方式中，用户接口包括网页浏览器。在一个这样的实施方式中，用户接口从网络计算装置1341接收列表。
前进至方块1730，机电装置1202从来源装置接收软件。在一个实施方式中，接收软件包括在网络1350上传输软件。在另一个实施方式中，接收软件包括将存储卡安装到存储卡接口1366内。
接下来在方块1740处，机电装置1202安装软件以用于执行。安装软件可以包括将软件存储到存储器1362的一部分中，更新存储器1362中的指针或跳转表以替换或扩展先前安装的软件，或者存储软件安装的记录。在一个实施方式中，该记录包括用于删除新安装软件的充足数据。在一个实施方式中，机电装置1202将接收到的软件保存在其存储器1362中。在另一个实施方式中，机电装置1202直接从存储卡上运行新软件。
移动至方块1750，机电装置运行新软件。新软件可以替换一个或多个状态机模块1210、硬件抽象模块1212、动态学习模块1214、配置模块1216、BDB模块1218或机电装置1202的任意其他合适的软件模块中的全部或者一部分。新软件可以包括用于修复漏洞、提高性能或者提供附加功能的软件。在一个实施方式中，新软件可以包括用于控制机电装置1202以执行一个或多个特定动作例如徒步、骑车、游泳、慢跑、投掷、跳跃或者用于在特定类型的地形上移动的指令。
通常，假肢和矫形装置被设计为工作时无需考虑其他假肢和/或矫形装置的工作情况。但是，假肢和/或矫形部件会影响到其他假肢和/或矫形部件的功能。例如，假肢足部或踝关节会影响假肢膝盖的功能。而且，假肢部件通常被设计用于复制所代替肢体的功能，而矫形部件通常被设计用于增强被辅助肢体的功能。例如，假肢足部用于代替缺少或截去的足部功能。
不同的假肢和矫形装置在不同情况和环境下的运行也不同。某些假肢和矫形装置包括例如传感器、控制系统和/或致动器。这些装置可以具有与其他假肢和矫形装置不同的功能。例如，某些假肢装置可能可以检测梯度以适应被施加的可变加速度等。
某些假肢和/或矫形装置可以用增强其中一个或多个装置功能性的方式来组合到一起。例如，假肢膝盖可以具有特定的基于平地行走的工作角度。但是绝大部分假肢膝盖使用者都会遇到各种不同梯度的地形，例如上斜坡和下斜坡。如果假肢膝盖与地形适应的脚踝相组合，那么假肢膝盖就能够以更加舒适的工作角度工作例如用于平地行走，原因在于脚踝装置已经适应了例如上斜坡或下斜坡，这就可以避免要调节假肢膝盖用于倾斜梯度的问题。
作为另一个示例，假肢膝盖可能无法像健康膝盖那样用脚趾提升来适应离地高度。为了进行补偿，假肢膝盖使用者可以用不同于健康膝盖的方式来移动他们的假肢腿部。而且，假肢膝盖装置也可以被编程为与健康膝盖的移动不同，目的是为了补偿脚趾提升的缺少。但是，用不同的方式移动对于假肢膝盖使用者来说可能并不舒适。如果假肢膝盖与能够在迈步期间提升脚趾的脚踝假肢相组合，那么就可以用类似于健康膝盖的方式来移动假肢膝盖。
因此，假肢和矫形装置不仅可以代替缺少或截去的身体部分，而且还可以改进另一假肢和/或矫形部件的功能。另外，假肢和矫形装置还可以改进自然生理条件的功能性，例如虚弱的膝盖或虚弱的髋部。
在某些实施方式中，假肢装置具有代替缺少的身体部分的主要功能并且还具有改进一个或多个假肢组件功能的辅助功能。与仅仅是影响另一假肢或矫形装置或生理条件的功能不同，实施方式改进了这些功能。在某些实施方式中代替缺少或截去的身体部分功能的测量和致动系统还可以提供改进一种或多种其他的假肢和/或矫形装置以及一种或多种其他的生理条件的功能。例如，在某些实施方式中，假肢装置可以对另一装置或身体部分如何在平地上行走、上下楼梯、穿高跟鞋、上坡和下坡以及用各种步长行走、在变化的地形上行走进行改进，并且具有改进的使用者舒适度和稳定性。
在某些实施方式中，除了同步和/或协同多个假肢和/或矫形装置以外，还可以实现改进另一假肢装置的功能。在其他的实施方式中，无需同步和/或协同多个假肢和/或矫形装置即可改进另一假肢装置的功能。本发明的目的不仅是使两个或多个连接的假肢装置合作以使得它们可以执行其必要的任务，而且还要提供测量和致动系统以改进其他有效连接的假肢装置的功能并且提供最为自然的动作。
可以在连接至另一假肢装置时功能得到改进的假肢装置的一个示例是可以与假肢膝盖一起使用的假肢脚踝。可以在这种结构中使用的假肢膝盖的一个示例是美国专利5314498中介绍的全膝盖，通过引用其全文并入本文。图30示出了股骨装置3000的一个实施方式，具有可主动调节的假肢脚踝3100和可主动调节的假肢膝盖3200。在某些实施方式中，如本说明书中所述，示出的脚踝3100调节至上倾斜或下倾斜角度以使得被致动的膝盖3200能够工作得更加接近于平地行走。
在某些实施方式中，假肢脚踝装置在响应于特定地形调节装置(例如在足部触地时调节足部相对于中间位置的角度)以前利用多个步骤来检测装置的动作和/或位置。尽管在某些实施方式中记录的步骤数量是固定的，但是在其他的实施方式中该数量也可以动态确定。在某些实施方式中，经股假肢脚踝装置可以通过与用于经胫使用者(具有健康膝盖但是使用假肢脚踝的人)相比更加快速地适应改变的地形条件而有利于经股使用者(使用假肢膝盖的人)。例如，经股装置可以在自动使用特定地形之前(例如通过执行脚趾提高功能)检测大约三步，而经胫装置在做同样的事情之前可能需要检测大约五步。在某些实施方式中，这种不同是由于经股使用者的动作更加容易预测(例如在确定范围内)并且具有比经胫使用者的动作更少的自由度。这样的校正可以容许经股使用者对地形的改变比经胫使用者更加灵敏。
在某些实施方式中，假肢脚踝装置具有特定运动速度，装置以此速度设置用于脚趾提高或者脚趾间隙。在某些实施方式中，经股假肢脚踝装置可以通过调整该特定速度而改进，装置以此速度在例如步态的迈步期间被设置用于脚趾提高。经股使用者可以具有更缓慢的步态速度和更有限的运动。为提供脚趾提高而减少的阈值可以为经股使用者提供更舒服和自然的行走经验。例如，在某些实施方式中，结合的致动的假肢膝盖和脚踝运动受控足部单元的脚趾提高在假肢系统的三步以后在达到约每秒0.55米以后的特定速度以后启动。其它实施方式中，经股装置的脚趾提高在约0.40m/s和约0.60m/s之间启动
在某些实施方式中，假肢脚踝装置可以允许转换为放松模式。在某些实施方式中，股骨装置可以通过不允许放松模式而有利于经股使用者，原因在于例如对于经股使用者(由于例如不充分的膝盖控制)难于通过例如延伸足部来定位假肢装置以进入放松模式。在其他的实施方式中，经股装置可以通过修改放松模式加以改进以允许使用者通过将假肢装置物理地放置在放松位置而进入放松模式。例如，使用者可以将假肢膝盖抬高到坐姿位置，其特征在于弯曲膝关节使脚踝接近处于膝关节的正下方，这就可以触发放松模式。这可以是经股使用者的一个选择，通常使用者在没有物理的移动腿时都不会将腿放在放松位置。
在某些实施方式中，假肢脚踝装置可以提供学习模式用于将装置校准至使用者的具体步态。在某些实施方式中，学习模式可以有利于经股使用者，例如通过利用学习模式作为示例从开始到校准以适用于经股假肢装置使用者的步态。
在某些实施方式中，假肢脚踝装置可以提供倾斜角，在此不再提供脚趾间隙。在某些实施方式中，经股假肢脚踝装置可以通过增大提供脚趾间隙的角度来有利于经股使用者。经股使用者可以更多地依赖于脚趾间隙功能使其与那些自然膝盖经常提供比假肢膝盖更大自由度的经胫使用者相比更加稳定。在以某些角度下坡期间，经胫使用者可能无法从脚趾间隙获利，因为它们离开了边缘。因此，经股假肢脚踝装置可以通过以一定的倾斜角提供脚趾间隙而有利于股骨使用者，对此胫骨使用者则倾向于将脚踝锁定。例如，使用了本文中所述脚踝动作受控的假肢足部的经胫使用者在某些实施方式中可能会将脚趾仰角下降至大约-4到-8度的梯度，更优选地是下降至与平地成大约-6.5度。作为对比，股骨使用者可以将脚趾仰角下降至大约-8到-12度的梯度，更优选地是下降至与平地成大约-10度。
在某些实施方式中，假肢脚踝装置能够对上楼梯和/或下楼梯进行调节。在某些实施方式中，经股假肢脚踝装置可以通过禁用楼梯模式而有利于股骨使用者。经股使用者可能无法从提供给经胫使用者的对楼梯进行的调节中获利，但是可以通过禁用楼梯模式而获得更加舒适和自然的步态。
应该理解根据实施方式，本文中介绍方法的某些动作或事件可以按不同顺序执行，可以增加、合并或者全部省略(例如，并不是所有介绍的动作或事件都是用于实践方法所必须的)。而且，在某些实施方式中，动作或事件可以同时执行，例如通过多线程处理、中断处理或多处理器来同时执行而不是顺序执行。
尽管已经介绍了本发明的某些实施方式，但是这些实施方式仅仅是作为示例给出，而不是为了限制本发明的保护范围。实际上，本文中介绍的新颖的方法和系统可以用各种其他的形式实现。例如，上述内容可以应用于除了脚踝以外的关节例如膝关节或肩关节的动作控制。而且，对本文中介绍的方法和系统的形式可以进行各种省略、替代和改变而不会背离本发明的精神。所附权利要求及其等价形式应被理解为涵盖了落入本发明保护范围和精神以内的这些形式和变形。

Claims (20)

1.一种与肢体相连的经股的假肢装置，包括：
足部单元；
可转动地连接至足部单元的胫骨元件；
有效连接至足部单元和胫骨元件的第一致动器，第一致动器被设置用于主动调节足部单元和胫骨元件之间的脚踝角度；
可转动地连接至胫骨元件以确定膝关节的股骨元件；
有效连接至胫骨元件和股骨元件的第二致动器，第二致动器被设置用于主动调节胫骨元件和股骨元件之间的膝盖角度；
位于经股的假肢装置上的至少一个传感器，被设置用于在至少一个步态循环内监测经股的假肢装置的位置和动作中的至少一个以及在至少一个步态循环内生成指示位置和动作中的至少一个的数据；
存储模块；以及
处理模块，被设置用于确定数据何时会对应于多种确定地形中的至少一种，其中确定所述多种地形的信息被存储在存储模块内，处理模块被进一步设置用于确定对应于至少一种被确定地形的脚踝角度调节值和膝盖角度调节值，并且其中处理模块被进一步设置用于根据确定的脚踝角度调节值和膝盖角度调节值来：
致动第一致动器以用充分模仿健康脚踝动作的方式相对于胫骨元件调节足部单元，所述脚踝角度调节值被应用于后续步态循环的迈步阶段，直到检测出地形转换为止，以及
致动第二致动器以用充分模仿健康膝盖动作的方式相对于胫骨元件调节股骨元件。
2.如权利要求1所述的经股的假肢装置，其中第二致动器将胫骨元件和股骨元件之间的膝盖角度主动调节为与平地上行走的健康膝盖相符。
3.如权利要求1或权利要求2所述的经股的假肢装置，其中至少一个传感器监测膝关节上的负荷，其中膝盖保持与平地上行走的健康膝盖相符的负荷。
4.如权利要求1至3中的任意一项所述的经股的假肢装置，其中第一致动器主动调节足部单元和胫骨元件之间的脚踝角度以适应上倾斜或下倾斜表面。
5.一种控制经股的假肢装置的方法，包括：
用至少一个传感器监测经股的假肢装置的位置和动作中的至少一个，其中该装置包括：
足部单元；
可转动地连接至足部单元的胫骨元件；
有效连接至足部单元和胫骨元件的第一致动器，其中第一致动器被设置用于主动调节足部单元和胫骨元件之间的脚踝角度；
可转动地连接至胫骨元件的股骨元件；以及
有效连接至胫骨元件和股骨元件的第二致动器，其中第二致动器被设置用于调节胫骨元件和股骨元件之间的膝盖角度；
生成指示位置和动作中的至少一个的数据；
处理数据以确定步态循环的阶段；
在步态循环阶段的迈步阶段期间，致动第一致动器以用充分模仿健康脚踝动作的方式来相对于胫骨元件移动足部单元；并且
在步态循环阶段的迈步阶段期间，致动第二致动器以用充分模仿连接至健康脚踝关节的健康膝关节动作的方式来相对于股骨元件移动胫骨元件。
6.如权利要求5所述的方法，其中所述处理包括在经股的假肢装置使用者的大约三步之后确定步态循环阶段的步骤。
7.如权利要求6所述的方法，其中所述致动第一致动器包括在所述大约三步之后调节足部单元和胫骨元件之间的脚踝角度的步骤。
8.如权利要求7所述的方法，其中所述致动第一致动器进一步包括在所述大约三步中的每一步都具有至少在0.40米/秒和0.60米/秒之间的步速时调节足部单元和胫骨元件之间的脚踝角度的步骤。
9.如权利要求8所述的方法，其中所述致动第一致动器进一步包括在所述大约三步中的每一步都具有至少约0.55米/秒的步速时调节足部单元和胫骨元件之间的脚踝角度的步骤。
10.如权利要求5至9中的任意一项所述的方法，进一步包括在经股的假肢装置使用者的大约三步之后执行脚趾抬高功能的步骤。
11.如权利要求10所述的方法，进一步包括在所述大约三步中的每一步都具有至少在0.40米/秒和0.60米/秒之间的步速时执行脚趾抬高功能的步骤。
12.如权利要求11所述的方法，进一步包括在所述大约三步中的每一步都具有至少约0.55米/秒的步速时执行脚趾抬高功能的步骤。
13.如权利要求11所述的方法，进一步包括在足部单元从平地下降至大约-8度到大约-12度的倾斜度时执行脚趾抬高功能的步骤。
14.如权利要求13所述的方法，进一步包括在足部单元从平地下降至大约-10度的倾斜度时执行脚趾抬高功能的步骤。
15.一种能够模仿健康腿部步态的经股的假肢系统，包括：
足部单元；
具有上端和下端的胫骨元件，其中下端被可转动地连接至足部单元；
有效连接至足部单元和胫骨元件的第一致动器，其中第一致动器被设置用于主动调节胫骨元件和足部单元之间的角度；
具有上端和下端的股骨元件，其中下端被可转动地连接至胫骨元件的上端；以及
有效连接至胫骨元件和股骨元件的第二致动器，其中第二致动器被设置用于主动调节股骨元件和胫骨元件之间的角度。
16.如权利要求15所述的经股的假肢系统，进一步包括能够校正与经股的假肢系统使用者的步态相对应的数据的处理模块。
17.如权利要求16所述的经股的假肢系统，其中处理模块处理来自至少一个传感器的数据以动态地确定步态循环的阶段。
18.如权利要求15至17中的任意一项所述的经股的假肢系统，其中第一致动器被设置用于调节胫骨元件和足部单元之间的脚踝角度，并且第二致动器被设置用于调节胫骨元件和股骨元件之间的角度以降低生理元件上的负荷。
19.如权利要求15至18中的任意一项所述的经股的假肢系统，其中第一致动器在经股的假肢系统使用者的大约三步之后才在脚趾抬高时主动调节胫骨元件和足部单元之间的角度。
20.如权利要求15至19中的任意一项所述的经股的假肢系统，其中第二致动器将股骨元件和胫骨元件之间的角度主动调节为与平地上行走的健康膝盖相符。
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Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104027225A (zh) * 2014-07-02 2014-09-10 河北工业大学 一种下肢康复辅具的路况识别方法
CN104027191A (zh) * 2014-07-02 2014-09-10 河北工业大学 一种膝上假肢的路况识别系统
CN104661620A (zh) * 2012-08-02 2015-05-27 奥托·博克保健有限公司 矫形器控制
CN106659572A (zh) * 2014-07-28 2017-05-10 奥托·博克保健有限公司 假肢足、含假肢足和鞋的系统、适配假肢足跟高度的方法
CN107510525A (zh) * 2017-09-18 2017-12-26 燕山大学 基于人体健康腿传感信号的步态跟随膝下假肢
CN108313157A (zh) * 2018-02-20 2018-07-24 郭华 一种腿部残疾人员水陆两用辅助移动机器人
CN109725594A (zh) * 2018-12-29 2019-05-07 湖南健行智能机器人有限公司 一种下肢外骨骼运动模态切换控制方法
CN109938892A (zh) * 2019-04-03 2019-06-28 河北工业大学 一种智能膝上假肢穿戴者骑行状态识别系统
TWI678197B (zh) * 2018-07-17 2019-12-01 東南科技大學 可更換部件之膝下義肢結構
CN113827381A (zh) * 2021-09-22 2021-12-24 复旦大学 一种双驱动踝关节假肢

Families Citing this family (127)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20040064195A1 (en) 2002-07-15 2004-04-01 Hugh Herr Variable-mechanical-impedance artificial legs
EP2535024B2 (en) 2002-08-22 2019-01-16 Victhom Human Bionics Inc. Actuated prosthesis for above-knee amputees
US7736394B2 (en) 2002-08-22 2010-06-15 Victhom Human Bionics Inc. Actuated prosthesis for amputees
US8075633B2 (en) 2003-09-25 2011-12-13 Massachusetts Institute Of Technology Active ankle foot orthosis
US7815689B2 (en) 2003-11-18 2010-10-19 Victhom Human Bionics Inc. Instrumented prosthetic foot
US20050107889A1 (en) 2003-11-18 2005-05-19 Stephane Bedard Instrumented prosthetic foot
WO2005079712A2 (en) * 2004-02-12 2005-09-01 össur hf System and method for motion-controlled foot unit
US20060184280A1 (en) * 2005-02-16 2006-08-17 Magnus Oddsson System and method of synchronizing mechatronic devices
US7896927B2 (en) * 2004-02-12 2011-03-01 össur hf. Systems and methods for actuating a prosthetic ankle based on a relaxed position
WO2005087144A2 (en) 2004-03-10 2005-09-22 össur hf Control system and method for a prosthetic knee
US7347877B2 (en) 2004-05-28 2008-03-25 össur hf Foot prosthesis with resilient multi-axial ankle
EP1848380B1 (en) 2004-12-22 2015-04-15 Össur hf Systems and methods for processing limb motion
US8801802B2 (en) 2005-02-16 2014-08-12 össur hf System and method for data communication with a mechatronic device
US8864846B2 (en) 2005-03-31 2014-10-21 Massachusetts Institute Of Technology Model-based neuromechanical controller for a robotic leg
US20070123997A1 (en) 2005-03-31 2007-05-31 Massachusetts Institute Of Technology Exoskeletons for running and walking
US10080672B2 (en) 2005-03-31 2018-09-25 Bionx Medical Technologies, Inc. Hybrid terrain-adaptive lower-extremity systems
US11278433B2 (en) 2005-03-31 2022-03-22 Massachusetts Institute Of Technology Powered ankle-foot prosthesis
US20060249315A1 (en) 2005-03-31 2006-11-09 Massachusetts Institute Of Technology Artificial human limbs and joints employing actuators, springs, and variable-damper elements
US20070043449A1 (en) 2005-03-31 2007-02-22 Massachusetts Institute Of Technology Artificial ankle-foot system with spring, variable-damping, and series-elastic actuator components
US20070162152A1 (en) 2005-03-31 2007-07-12 Massachusetts Institute Of Technology Artificial joints using agonist-antagonist actuators
US10307272B2 (en) 2005-03-31 2019-06-04 Massachusetts Institute Of Technology Method for using a model-based controller for a robotic leg
US8512415B2 (en) 2005-03-31 2013-08-20 Massachusetts Institute Of Technology Powered ankle-foot prothesis
US8500823B2 (en) 2005-03-31 2013-08-06 Massachusetts Institute Of Technology Powered artificial knee with agonist-antagonist actuation
SE528516C2 (sv) 2005-04-19 2006-12-05 Lisa Gramnaes Kombinerat aktivt och passivt benprotessystem samt en metod för att utföra en rörelsecykel med ett sådant system
US8048172B2 (en) 2005-09-01 2011-11-01 össur hf Actuator assembly for prosthetic or orthotic joint
US8852292B2 (en) 2005-09-01 2014-10-07 Ossur Hf System and method for determining terrain transitions
US8435309B2 (en) 2007-01-05 2013-05-07 Victhom Human Bionics Joint actuation mechanism for a prosthetic and/or orthotic device having a compliant transmission
EP2120801B1 (en) 2007-01-19 2018-04-11 Victhom Laboratory Inc. Reactive layer control system for prosthetic and orthotic devices
US10842653B2 (en) 2007-09-19 2020-11-24 Ability Dynamics, Llc Vacuum system for a prosthetic foot
WO2009120637A1 (en) 2008-03-24 2009-10-01 Ossur Hf Transfemoral prosthetic systems and methods for operating the same
US8652218B2 (en) * 2008-04-21 2014-02-18 Vanderbilt University Powered leg prosthesis and control methodologies for obtaining near normal gait
US9180025B2 (en) 2008-04-21 2015-11-10 Vanderbilt University Powered leg prosthesis and control methodologies for obtaining near normal gait
CA2736079A1 (en) 2008-09-04 2010-03-11 Iwalk, Inc. Hybrid terrain-adaptive lower-extremity systems
US20110082566A1 (en) 2008-09-04 2011-04-07 Herr Hugh M Implementing a stand-up sequence using a lower-extremity prosthesis or orthosis
US10154915B2 (en) * 2009-03-09 2018-12-18 Arizona Board Of Regents Acting For And On Behalf Of Northern Arizona University Actuator control system and related methods
US8480760B2 (en) 2010-04-12 2013-07-09 Northwestern University Passive ankle-foot prosthesis and orthosis capable of automatic adaptation to sloped walking surfaces and method of use
US8696764B2 (en) 2011-01-20 2014-04-15 Northwestern University Further improvements to ankle-foot prosthesis and orthosis capable of automatic adaptation to sloped walking surfaces
US9017418B2 (en) * 2009-05-05 2015-04-28 össur hf Control systems and methods for prosthetic or orthotic devices
WO2010148134A1 (en) * 2009-06-17 2010-12-23 össur hf Feedback control systems and methods for prosthetic or orthotic devices
CN102573746B (zh) * 2009-07-01 2015-01-07 瑞克仿生学有限公司 助动器的控制系统
CN104523404B (zh) * 2009-07-01 2018-04-13 瑞克仿生学有限公司 助动器的控制系统
US20110112447A1 (en) * 2009-10-05 2011-05-12 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Portable active fluid powered ankle-foot orthosis
US20110295385A1 (en) 2010-04-05 2011-12-01 Herr Hugh M Controlling torque in a prosthesis or orthosis based on a deflection of series elastic element
CN101947151B (zh) * 2010-08-30 2013-04-24 北京大学 一种基于动力膝下假肢的步态识别方法
EP2621414B1 (en) 2010-09-29 2019-03-13 Össur HF Prosthetic and orthotic devices and methods and systems for controlling the same
US9480618B2 (en) * 2010-10-05 2016-11-01 Elizabeth T. Hsiao-Wecksler Portable active pneumatically powered ankle-foot orthosis
US20120191017A1 (en) * 2011-01-05 2012-07-26 Board Of Governors For Higher Education, State Of Rhode Island And Providence Plantations Stumble detection systems and methods for powered artificial legs
WO2012096956A1 (en) 2011-01-10 2012-07-19 Iwalk, Inc. Powered joint orthosis
WO2012097156A2 (en) 2011-01-12 2012-07-19 Iwalk, Inc. Controlling powered human augmentation devices
US9687377B2 (en) 2011-01-21 2017-06-27 Bionx Medical Technologies, Inc. Terrain adaptive powered joint orthosis
WO2012125562A1 (en) 2011-03-11 2012-09-20 Iwalk, Inc. Biomimetic joint actuators
US9060884B2 (en) 2011-05-03 2015-06-23 Victhom Human Bionics Inc. Impedance simulating motion controller for orthotic and prosthetic applications
US9066822B2 (en) * 2011-06-23 2015-06-30 Northwestern University Vacuum pump systems for prosthetic limbs and methods of using the same
US9174338B2 (en) * 2011-06-29 2015-11-03 Alexander G. Ouellet Robotic movement system
WO2013006585A2 (en) 2011-07-01 2013-01-10 Orthocare Innovations Llc Prosthetic hydraulic joint with accumulator and methods for controlling joint
US9737419B2 (en) 2011-11-02 2017-08-22 Bionx Medical Technologies, Inc. Biomimetic transfemoral prosthesis
US10543109B2 (en) 2011-11-11 2020-01-28 Össur Iceland Ehf Prosthetic device and method with compliant linking member and actuating linking member
US9532877B2 (en) 2011-11-11 2017-01-03 Springactive, Inc. Robotic device and method of using a parallel mechanism
US9604368B2 (en) * 2011-11-11 2017-03-28 Springactive, Inc. Active compliant parallel mechanism
GB201121437D0 (en) 2011-12-13 2012-01-25 Blatchford & Sons Ltd A lower limb prothesis
US9032635B2 (en) 2011-12-15 2015-05-19 Massachusetts Institute Of Technology Physiological measurement device or wearable device interface simulator and method of use
US8961618B2 (en) 2011-12-29 2015-02-24 össur hf Prosthetic foot with resilient heel
US10307271B2 (en) 2012-02-17 2019-06-04 Össur Iceland Ehf Control system and method for non-gait ankle and foot motion in human assistance device
US9622884B2 (en) 2012-02-17 2017-04-18 Springactive, Inc. Control systems and methods for gait devices
EP2814643B1 (en) * 2012-02-17 2021-03-24 Össur Iceland ehf Control systems and methods for gait devices
US9017419B1 (en) 2012-03-09 2015-04-28 össur hf Linear actuator
EP2825135B1 (en) 2012-03-14 2019-01-23 Vanderbilt University Coordinating operation of multiple lower limb devices
US9044346B2 (en) 2012-03-29 2015-06-02 össur hf Powered prosthetic hip joint
US9050199B1 (en) 2012-04-17 2015-06-09 University Of South Florida Transfemoral prostheses having altered knee locations
US9221177B2 (en) 2012-04-18 2015-12-29 Massachusetts Institute Of Technology Neuromuscular model-based sensing and control paradigm for a robotic leg
EP2849687B1 (en) 2012-05-15 2018-07-18 Vanderbilt University Stair ascent and descent control for powered lower limb devices
CA2876187C (en) 2012-06-12 2021-01-26 Iwalk, Inc. Prosthetic, orthotic or exoskeleton device
GB201213035D0 (en) * 2012-07-23 2012-09-05 Blatchford Products Ltd A lower limb prosthesis
US10016290B2 (en) 2012-09-17 2018-07-10 Vanderbilt University Walking controller for powered ankle prostheses
US9308642B2 (en) 2013-01-16 2016-04-12 Arizona Board Of Regents On Behalf Of Arizona State University Systems and methods for adding or subtracting energy to body motion
US8986398B2 (en) * 2013-02-05 2015-03-24 Freedom Innovations, Llc Hydraulic prosthetic ankle
EP2961355B1 (en) 2013-02-26 2018-08-22 Össur hf Prosthetic foot with enhanced stability and elastic energy return
EP2967920B1 (en) 2013-03-14 2021-04-21 Ossur Hf Prosthetic ankle: a method of controlling based on adaptation to speed
US9028557B2 (en) 2013-03-14 2015-05-12 Freedom Innovations, Llc Prosthetic with voice coil valve
US9289316B2 (en) 2013-05-03 2016-03-22 Springactive, Inc. Quasi-active prosthetic joint system
US9662262B2 (en) 2013-05-06 2017-05-30 Springactive, Inc. Joint torque augmentation system and method for gait assistance
CN111554378B (zh) * 2013-08-16 2024-02-27 直观外科手术操作公司 用于异构设备间的协调运动的系统和方法
US9763809B2 (en) 2013-08-27 2017-09-19 Freedom Innovations, Llc Microprocessor controlled prosthetic ankle system for footwear and terrain adaptation
CN103494659B (zh) * 2013-10-07 2015-05-27 河北工业大学 一种用于假肢膝踝关节的控制方法
US9683616B2 (en) * 2014-01-31 2017-06-20 Bell Helicopter Textron Inc. Magnetorheological rotorcraft actuator
CN106456339B (zh) 2014-04-11 2020-02-07 奥索有限责任公司 具有可去除柔性构件的义肢脚
US10531968B2 (en) 2014-05-23 2020-01-14 Joseph Coggins Prosthetic limb test apparatus and method
WO2016004090A1 (en) 2014-06-30 2016-01-07 össur hf Prosthetic feet and foot covers
KR102342072B1 (ko) * 2014-10-14 2021-12-22 삼성전자주식회사 보행 보조를 제어하기 위한 장치 및 그 방법
EP3265035B1 (en) 2015-03-04 2023-09-13 Ottobock Prosthetics, LLC Lower limb prosthesis
US10405995B2 (en) 2015-03-12 2019-09-10 Korea Works' Compensation & Welfare Service Artificial limb structure having magnetic lock device
US9883815B2 (en) 2015-04-20 2018-02-06 Össur Iceland Ehf Electromyography with prosthetic or orthotic devices
USD795433S1 (en) 2015-06-30 2017-08-22 Össur Iceland Ehf Prosthetic foot cover
US10806604B2 (en) 2015-09-04 2020-10-20 Northwestern University Vacuum pump systems for prosthetic limbs and methods of using the same
US9949850B2 (en) 2015-09-18 2018-04-24 Össur Iceland Ehf Magnetic locking mechanism for prosthetic or orthotic joints
WO2017091456A1 (en) 2015-11-24 2017-06-01 Greenville Health System Dynamic linear adjustable prosthetic
US10118696B1 (en) 2016-03-31 2018-11-06 Steven M. Hoffberg Steerable rotating projectile
WO2017222623A2 (en) 2016-04-07 2017-12-28 REHABILITATION INSTITUTE OF CHICAGO d/b/a Shirley Ryan AbilityLab Polycentric powered ankle prosthesis
US10675456B2 (en) 2016-09-20 2020-06-09 Robert Madeira System and methods for percutaneous mechanical and/or neural interface
EP3525729B1 (en) * 2016-10-13 2023-08-02 Dephy, Inc. Unidirectional actuated exoskeleton device
EP3518834B1 (en) * 2016-12-01 2021-08-04 Össur Iceland EHF Prosthetic feet having heel height adjustability
US11446164B1 (en) 2017-09-15 2022-09-20 Össur Iceland Ehf Variable stiffness mechanisms
US10980648B1 (en) 2017-09-15 2021-04-20 Össur Iceland Ehf Variable stiffness mechanism and limb support device incorporating the same
DE102017131190B4 (de) * 2017-12-22 2019-09-26 Otto Bock Healthcare Products Gmbh System aus mehreren orthopädietechnischen Komponenten sowie Verfahren zur Steuerung eines solchen Systems
DE102017131196A1 (de) * 2017-12-22 2019-06-27 Otto Bock Healthcare Products Gmbh System aus zumindest einer orthopädietechnischen Komponente und einer Bedien- und/oder Feedbackeinrichtung
KR102546547B1 (ko) * 2018-01-11 2023-06-22 삼성전자주식회사 보행 보조 방법 및 장치
US11712637B1 (en) 2018-03-23 2023-08-01 Steven M. Hoffberg Steerable disk or ball
US11400008B2 (en) 2018-03-27 2022-08-02 Dephy, Inc. Dynamic mounting mechanism for an exoskeleton
USD915596S1 (en) 2018-04-10 2021-04-06 Össur Iceland Ehf Prosthetic foot with tapered fasteners
DE202018102687U1 (de) 2018-05-14 2019-08-19 Mecuris GmbH Kunstfuß
EP3806780A4 (en) 2018-06-14 2022-03-09 McNicholas, Sara, Koehler MECHANICALLY ADJUSTABLE RANGE OF MOVEMENT SINGLE-AXIS ANKLE-FOOT PROSTHESIS
EP3820410A4 (en) 2018-07-10 2022-04-06 Dephy, Inc. PORTABLE JOINT AUGMENTATION SYSTEM
DE102018117377B3 (de) * 2018-07-18 2019-09-05 Ottobock Se & Co. Kgaa Orthopädietechnische Vorrichtung
JP7347930B2 (ja) * 2018-12-25 2023-09-20 ナブテスコ株式会社 分析システムおよび情報記録方法
CN111317977B (zh) * 2020-03-13 2021-01-29 江西赣科企服科技有限公司 一种运动助力设备
US11298287B2 (en) 2020-06-02 2022-04-12 Dephy, Inc. Systems and methods for a compressed controller for an active exoskeleton
US11147733B1 (en) 2020-06-04 2021-10-19 Dephy, Inc. Systems and methods for bilateral wireless communication
US11148279B1 (en) 2020-06-04 2021-10-19 Dephy, Inc. Customized configuration for an exoskeleton controller
US11389367B2 (en) 2020-06-05 2022-07-19 Dephy, Inc. Real-time feedback-based optimization of an exoskeleton
US11173093B1 (en) 2020-09-16 2021-11-16 Dephy, Inc. Systems and methods for an active exoskeleton with local battery
US11083615B1 (en) 2020-10-16 2021-08-10 Zinovi Brusilovski Device for walking with a knee joint affected on both sides of the joint
JP2022099089A (ja) * 2020-12-22 2022-07-04 ナブテスコ株式会社 義足の消費電力算出システム、義肢の状態推定システム、義肢の使用者の体調推定システム
DE102021133616A1 (de) 2021-12-17 2023-06-22 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung eines prothetischen und/oder orthetischen Systems und ein solches System
WO2023111003A1 (de) 2021-12-17 2023-06-22 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur steuerung eines prothetischen und/oder orthetischen systems und ein solches system
NL2031270B1 (en) * 2022-03-14 2023-09-20 Axiles Bionics Bv Prosthesis or orthosis with a modular hinge stiffness
NL2031271B1 (en) * 2022-03-14 2023-09-20 Axiles Bionics Bv Prosthesis or orthosis with variable hinge stiffness
WO2023174902A1 (en) * 2022-03-14 2023-09-21 Axiles Bionics Bv Prosthesis or orthosis with variable hinge stiffness

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20060184252A1 (en) * 2005-02-16 2006-08-17 Magnus Oddsson System and method for data communication with a mechatronic device
US20060184280A1 (en) * 2005-02-16 2006-08-17 Magnus Oddsson System and method of synchronizing mechatronic devices
US20060249315A1 (en) * 2005-03-31 2006-11-09 Massachusetts Institute Of Technology Artificial human limbs and joints employing actuators, springs, and variable-damper elements
CN1929797A (zh) * 2004-02-12 2007-03-14 奥瑟Hf公司 用于运动受控制的足单元的系统和方法
WO2007027808A3 (en) * 2005-09-01 2007-06-28 Oessur Hf System and method for determining terrain transitions
US20070162152A1 (en) * 2005-03-31 2007-07-12 Massachusetts Institute Of Technology Artificial joints using agonist-antagonist actuators

Family Cites Families (542)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US479474A (en) * 1892-07-26 struss
US909859A (en) 1909-01-19 John T Apgar Artificial leg.
US2619652A (en) 1947-09-18 1952-12-02 A J Hosmer Corp Artificial limb
US2568051A (en) 1947-10-10 1951-09-18 John G Catranis Artificial leg
US2475373A (en) 1947-12-11 1949-07-05 John G Catranis Three-part artificial foot(lateral motion and ankle rotation)
US2859451A (en) 1956-11-05 1958-11-11 Hans A Mauch Hydraulic system
DE1069827B (zh) 1956-11-26
US3316558A (en) 1963-11-12 1967-05-02 La Vaughn L Mortensen Prosthetic leg with a hydraulic knee control
DE1491236A1 (de) 1965-09-28 1969-05-22 Teufel Wilh Jul Fa Kuenstliches Kniegelenk fuer Beinprothesen
NL6612233A (zh) 1966-08-30 1968-03-01
AT297918B (de) 1969-05-03 1972-04-10 Bock Orthopaed Ind Justierbares Verbindungselement für Prothesenteile
US3589134A (en) 1969-10-30 1971-06-29 Westinghouse Electric Corp Manipulator apparatus
US3820168A (en) 1970-05-01 1974-06-28 Bock O Orthopaedische Ind Fa K System for operating a prosthetic limb
US3701368A (en) 1971-06-23 1972-10-31 Rca Corp Fabrication of liquid crystal devices
CH543277A (fr) 1971-09-27 1973-10-31 Battelle Memorial Institute Prothèse de remplacement d'une partie d'un membre inférieur
US3791375A (en) 1971-09-29 1974-02-12 E Pfeiffer Device for sensing and warning of excessive ambulation force
US3866246A (en) 1972-11-14 1975-02-18 Us Navy Shoulder disarticulation prosthetic system
GB1454913A (en) 1974-02-26 1976-11-10 Blatchford & Sons Ltd Artificial limbs
AT334521B (de) 1974-03-08 1976-01-25 Forsch Orthopadie Technik Sprunggelenk
US4005496A (en) 1974-06-28 1977-02-01 Hosmer/Dorrance Corporation Prosthetic knee joint
FR2293185A1 (fr) 1974-12-02 1976-07-02 Bernard Jean Prothese orthopedique comprenant un moyen d'actionnement
US3995324A (en) 1975-09-12 1976-12-07 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Actuator device for artificial leg
FR2002163A1 (zh) * 1976-01-22 1969-10-17 Siemens Ag
US4030141A (en) 1976-02-09 1977-06-21 The United States Of America As Represented By The Veterans Administration Multi-function control system for an artificial upper-extremity prosthesis for above-elbow amputees
US4023215A (en) 1976-02-17 1977-05-17 Moore Robert R Locking prosthetic knee
DE2633373A1 (de) 1976-07-24 1978-02-02 Ver Baubeschlag Gretsch Co Langlaufbindung
US4064569A (en) 1976-09-23 1977-12-27 Campbell Harry E Artificial polycentric knee joint
US4065815A (en) 1976-09-28 1978-01-03 Sen Jung Chen Hydraulically controlled artificial leg
US4100918A (en) 1977-03-25 1978-07-18 Indiana University Foundation Dynamic orthotic knee extension assist device
US4209860A (en) 1978-02-13 1980-07-01 The United States of America as represented by the Administrator of Veterans' Affairs System and method for multifunctional control of upper limb prosthesis via EMg signal identification
US4179759A (en) 1978-02-16 1979-12-25 Smith James A Artificial leg having a lockable knee joint
DE2841999C2 (de) 1978-09-27 1981-11-26 Otto Bock, Orthopädische Industrie KG, 3428 Duderstadt Künstliches Kniegelenk
US4354676A (en) 1978-10-13 1982-10-19 Pepsico, Inc. Exerciser
US4212087A (en) 1978-11-16 1980-07-15 Mortensen Lavaugh L Prosthetic leg with a hydraulic control
JPS55113438A (en) 1979-02-26 1980-09-02 Kogyo Gijutsuin Device for discriminating pattern of muscular potential
US4387472A (en) 1980-10-02 1983-06-14 Medical Center Prosthetics, Inc. Torque absorber with biofeedback
US4386891A (en) 1981-04-23 1983-06-07 General Motors Corporation Rotary hydraulic vane pump with undervane passages for priming
US4433679A (en) 1981-05-04 1984-02-28 Mauldin Donald M Knee and elbow brace
US4370977A (en) 1981-05-04 1983-02-01 Kenneth D. Driver Knee and elbow brace
DE3269147D1 (en) 1981-06-09 1986-03-27 Hanger & Co Ltd J E Knee joint for artificial legs
US4657000A (en) 1981-07-23 1987-04-14 Dynasplints Systems, Inc. Adjustable splint and securing means therefor
CA1222782A (en) 1982-06-01 1987-06-09 Jim Mcarthur Multi-mode exercising apparatus
JPS5932453A (ja) 1982-08-13 1984-02-21 工業技術院長 動力義足
US4518307A (en) 1982-09-29 1985-05-21 The Boeing Company Compliant robot arm adapter assembly
JPS5971747A (ja) 1982-10-19 1984-04-23 工業技術院長 動力義足
JPS5988147A (ja) 1982-11-13 1984-05-22 川村義肢株式会社 義足
US4488320A (en) 1983-01-10 1984-12-18 Medical Center Prosthetics, Inc. Prosthetic hip
US4521924A (en) 1983-03-01 1985-06-11 University Of Utah Electrically driven artificial arm
JPS59189843A (ja) 1983-04-11 1984-10-27 工業技術院長 動力義足における足首作動機構
US4569352A (en) 1983-05-13 1986-02-11 Wright State University Feedback control system for walking
US4578083A (en) 1983-05-16 1986-03-25 Williams Allton C Artificial leg
US4556956A (en) 1983-09-16 1985-12-03 General Electric Company Adjustable gain controller for valve position control loop and method for reducing jitter
JPS6081530A (ja) 1983-10-12 1985-05-09 Nec Corp 粘性ダンパ−
CA1276710C (en) 1983-11-30 1990-11-20 Kazuo Asakawa Robot force controlling system
US4558704A (en) 1983-12-15 1985-12-17 Wright State University Hand control system
US4579558A (en) 1984-01-10 1986-04-01 Ramer James L Mechanical hip joint
FR2559394B1 (fr) 1984-02-10 1986-07-11 Carsalade Charles Appareil pour faciliter la pratique du ski alpin notamment
US4600357A (en) 1984-02-21 1986-07-15 Heath Company Gripper force sensor/controller for robotic arm
JPS60177102A (ja) 1984-02-24 1985-09-11 Mazda Motor Corp 鉄系焼結合金への鉛含浸方法
US4602619A (en) 1984-10-02 1986-07-29 Wolf Susan G Method and device for producing variable spinal traction
US4657470A (en) 1984-11-15 1987-04-14 Westinghouse Electric Corp. Robotic end effector
SU1447366A1 (ru) 1985-03-04 1988-12-30 Украинский Научно-Исследовательский Институт Протезирования, Протезостроения, Экспертизы И Восстановления Трудоспособности Инвалидов Устройство дл управлени протезами нижних конечностей
DE3519046A1 (de) 1985-05-28 1986-12-04 Otto Bock Orthopädische Industrie Besitz- und Verwaltungs-Kommanditgesellschaft, 3408 Duderstadt Brems-kniegelenk
DE8515598U1 (de) 1985-05-28 1985-07-11 Otto Bock Orthopädische Industrie Besitz- und Verwaltungs-Kommanditgesellschaft, 3408 Duderstadt Arretierbares Kniegelenk
US4649934A (en) 1985-06-07 1987-03-17 Faro Medical Technologies, Inc. Joint laxity measurement
GB2177603B (en) 1985-07-09 1989-07-19 David Ernest Young Modular lower limb bracing system
AT391076B (de) 1985-11-06 1990-08-10 Bock Orthopaed Ind Drehgelenk
DE3543291A1 (de) 1985-12-07 1987-06-11 Bosch Gmbh Robert Hydraulischer stossdaempfer
CA1260986A (en) 1985-12-11 1989-09-26 Frank R. Bubic Artificial musculoskeletal mechanism
US4711242A (en) 1986-02-18 1987-12-08 Wright State University Control system for knee joint
US4652266A (en) 1986-03-07 1987-03-24 Kingsley Mfg. Co. Molded elastomeric prosthetic foot having energy-storing articulated keel
US4760850A (en) 1986-05-15 1988-08-02 Wright State University Method for balancing assistance
US4814661A (en) 1986-05-23 1989-03-21 Washington State University Research Foundation, Inc. Systems for measurement and analysis of forces exerted during human locomotion
US4805455A (en) 1987-04-24 1989-02-21 Myo-Tech Corp. Muscle testing apparatus and method
FR2599246B1 (fr) 1986-06-02 1991-10-25 Paris Administ Gle Assistance Orthese dynamique du genou.
GB8625144D0 (en) 1986-10-21 1986-11-26 Hennequin J R Pneumatic/hydraulic artificial muscle
US4726404A (en) 1986-12-15 1988-02-23 Habley Medical Technology Corporation Combination container and air removal fixture for simplified filling of an implantable hydraulic device
US4730625A (en) 1986-12-15 1988-03-15 Faro Medical Technologies Inc. Posture monitoring system
GB2201260B (en) 1987-02-07 1991-02-13 Christopher Charles Box A method of control of a mechanised artificial leg
JP2645004B2 (ja) 1987-02-27 1997-08-25 株式会社東芝 多自由度マニピユレータの制御装置
US4770662A (en) 1987-07-13 1988-09-13 Giampapa Vincent C Sensate vibratory prosthesis
US4878913A (en) 1987-09-04 1989-11-07 Pfizer Hospital Products Group, Inc. Devices for neural signal transmission
JPS6471686A (en) 1987-09-09 1989-03-16 Komatsu Mfg Co Ltd Flexible arm robot
AT388658B (de) 1987-09-22 1989-08-10 Bock Orthopaed Ind Doppelt wirkende hydraulische kolben-zylindereinheit
AT389393B (de) 1987-10-02 1989-11-27 Bock Orthopaed Ind Regelventil
US4808187A (en) 1987-10-05 1989-02-28 Iowa State University Research Foundation, Inc. Tactile stimulus receptor for a hand prosthesis
AT391801B (de) 1987-10-30 1990-12-10 Bock Orthopaed Ind Hydraulische steuerung
FR2623086B1 (fr) 1987-11-17 1994-03-18 Adcro Section Ceraval Genou prothetique commande par un microprocesseur
US4892554A (en) 1987-12-21 1990-01-09 Robinson David L Prosthetic foot
US4919418A (en) 1988-01-27 1990-04-24 Miller Jan W Computerized drive mechanism for exercise, physical therapy and rehabilitation
US4790522A (en) 1988-02-25 1988-12-13 Trw Inc. Electroviscous fluid control device
US4876944A (en) 1988-03-03 1989-10-31 Duke University Pneumatic limb control system
US5112356A (en) 1988-03-04 1992-05-12 Chas A. Blatchford & Sons Limited Lower limb prosthesis with means for restricting dorsi-flexion
JP2501862B2 (ja) 1988-03-25 1996-05-29 社会福祉法人兵庫県社会福祉事業団 大腿義足および大腿義足用立脚相遊脚相判別装置
DE3909672A1 (de) 1988-03-25 1989-10-19 Kobe Steel Ltd Oberschenkelprothese
US5133774A (en) 1988-03-25 1992-07-28 Kabushiki Kaisha Kobe Seiko Sho Teaching playback swing-phase-controlled above-knee prosthesis
US5133773A (en) 1988-03-25 1992-07-28 Kabushiki Kaisha Kobe Seiko Sho Teaching playback swing-phase-controlled above-knee prosthesis
US5219365A (en) 1988-03-31 1993-06-15 Sabolich, Inc. Prosthetic foot
US4843921A (en) 1988-04-18 1989-07-04 Kremer Stephen R Twisted cord actuator
SU1731210A1 (ru) 1988-08-29 1992-05-07 Л.А. Максименко Активный протез нижней конечности с биоэлектрическим управлением
DE3830330A1 (de) 1988-09-07 1990-03-15 Schuett & Grundei Orthopaedie Kniegelenk fuer eine beinprothese
US4865024A (en) 1988-10-21 1989-09-12 Hensley Dvid E Extension deceleration orthosis
CN2043873U (zh) 1988-11-21 1989-09-06 张红军 单侧机动假腿
US5062673A (en) 1988-12-28 1991-11-05 Kabushiki Kaisha Toyota Chuo Kenkyusho Articulated hand
US5252102A (en) 1989-01-24 1993-10-12 Electrobionics Corporation Electronic range of motion apparatus, for orthosis, prosthesis, and CPM machine
CA2008248A1 (en) 1989-01-24 1990-07-24 Robert D. Singer Electronic range of motion apparatus, for orthosis, prosthesis and cpm machine
GB2228201A (en) 1989-01-25 1990-08-22 Steeper Hugh Ltd A self-suspending prosthesis for a long below-knee stump
US4928676A (en) 1989-02-27 1990-05-29 Timothy Pansiera Knee brace with flexible secondary joint
DE3923056A1 (de) 1989-07-13 1991-01-24 Bernd Dr Ing Kuenne Kuenstliches kniegelenk
DE3923057A1 (de) 1989-07-13 1991-01-24 Bernd Dr Ing Kuenne Kniegelenk fuer eine prothese
US5139525A (en) 1989-07-31 1992-08-18 Kristinsson Oessur Prosthetic foot
US4994086A (en) 1989-08-09 1991-02-19 United States Manufacturing Company Universal modular frame for above-knee endoskeletal prosthesis
US5086785A (en) 1989-08-10 1992-02-11 Abrams/Gentille Entertainment Inc. Angular displacement sensors
JP2918258B2 (ja) 1989-12-12 1999-07-12 株式会社ユニシアジェックス 減衰力可変型緩衝器
US5033291A (en) 1989-12-11 1991-07-23 Tekscan, Inc. Flexible tactile sensor for measuring foot pressure distributions and for gaskets
US5044360A (en) 1989-12-26 1991-09-03 United States Manufacturing Company Orthosis with variable motion controls
US5217500A (en) 1990-01-12 1993-06-08 Phillips L Van Prosthetic leg
NL9000195A (nl) 1990-01-26 1991-08-16 Bock Orthopaed Ind Zwenkbare verbindingsinrichting voor prothese- of orthesedelen.
US5052375A (en) 1990-02-21 1991-10-01 John G. Stark Instrumented orthopedic restraining device and method of use
SE469739B (sv) 1990-04-02 1993-09-06 Finn Gramnaes Artificiell knaeled
SE469780B (sv) 1990-04-02 1993-09-13 Finn Gramnaes Artificiell fot samt användning av en kulskruv och kulmutter vid en dylik fot
GB2244006B (en) 1990-05-04 1994-05-25 Blatchford & Sons Ltd An artificial limb
US5062857A (en) 1990-06-05 1991-11-05 Advanced Prosthestetics Development Corporation Myoelectrically controlled knee joint locking device
US5157372A (en) 1990-07-13 1992-10-20 Langford Gordon B Flexible potentiometer
JPH0478337A (ja) 1990-07-17 1992-03-12 Kayaba Ind Co Ltd 油圧緩衝器
US5092902A (en) 1990-08-16 1992-03-03 Mauch Laboratories, Inc. Hydraulic control unit for prosthetic leg
US5376141A (en) 1990-09-21 1994-12-27 Phillips; Van L. Low-profile symes foot prosthesis
US5153496A (en) 1990-09-27 1992-10-06 Baxtrer International Inc. Cell monitor and control unit for multicell battery
US5101472A (en) 1990-10-04 1992-03-31 Repperger Daniel W Military robotic controller with majorizing function and nonlinear torque capability
US5020790A (en) 1990-10-23 1991-06-04 Board Of Supervisors Of Louisiana State University And Agricultural And Mechanical College Powered gait orthosis
JP3078009B2 (ja) 1990-11-30 2000-08-21 本田技研工業株式会社 脚式移動ロボットの歩行制御装置
US5265890A (en) 1990-12-03 1993-11-30 Peter J. Balsells Seal with spring energizer
US5201772A (en) 1991-01-31 1993-04-13 Maxwell Scott M System for resisting limb movement
US5397287A (en) 1991-02-06 1995-03-14 Lindfors; Kai Muscle exercising device
US5230672A (en) 1991-03-13 1993-07-27 Motivator, Inc. Computerized exercise, physical therapy, or rehabilitating apparatus with improved features
GB9105464D0 (en) 1991-03-14 1991-05-01 Blatchford & Sons Ltd An artificial leg
US5197488A (en) 1991-04-05 1993-03-30 N. K. Biotechnical Engineering Co. Knee joint load measuring instrument and joint prosthesis
US5246465A (en) * 1991-04-19 1993-09-21 Richard G. Rincoe Prosthetic knee joint
US5112296A (en) 1991-04-30 1992-05-12 The Board Of Supervisors Of Louisiana State University Biofeedback activated orthosis for foot-drop rehabilitation
US5156630A (en) 1991-05-09 1992-10-20 Rampro, Inc. Ankle joint prosthesis fixable in more than one orientation
US5253656A (en) 1991-05-23 1993-10-19 Rincoe Richard G Apparatus and method for monitoring contact pressure between body parts and contact surfaces
US5701686A (en) 1991-07-08 1997-12-30 Herr; Hugh M. Shoe and foot prosthesis with bending beam spring structures
JP3181633B2 (ja) 1991-08-30 2001-07-03 キヤノン株式会社 カラーファクシミリ装置及びその制御方法
GB2260495B (en) 1991-10-04 1996-02-07 Steeper Hugh Ltd An orthotic or prosthetic walking brace
JPH05123348A (ja) 1991-11-09 1993-05-21 Imasen Gijutsu Kenkyusho:Kk 義足の足部
CA2057108C (en) 1991-12-05 1996-12-31 Kelvin B. James System for controlling artificial knee joint action in an above knee prosthesis
JP3181957B2 (ja) 1991-12-16 2001-07-03 モーク・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド 義足用液圧制御ユニット
US5282460A (en) 1992-01-06 1994-02-01 Joyce Ann Boldt Three axis mechanical joint for a power assist device
JP2849882B2 (ja) 1992-02-24 1999-01-27 株式会社ナブコ 義足用シリンダ
FR2688404B1 (fr) 1992-03-11 1995-07-13 Proteor Sa Dispositif de regulation hydraulique de la marche des amputes femoraux.
US5430643A (en) 1992-03-11 1995-07-04 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Configuration control of seven degree of freedom arms
US5642096A (en) 1992-03-20 1997-06-24 Paromed Medizintechnik Gmbh Device for prevention of ulcers in the feet of diabetes patients
DE9204448U1 (zh) 1992-04-01 1993-08-05 Otto Bock Orthopaedische Industrie Besitz- Und Verwaltungs-Kommanditgesellschaft, 37115 Duderstadt, De
US5455497A (en) 1992-04-20 1995-10-03 Honda Giken Kogyo Kabushiki Kaisha Legged mobile robot and a system for controlling the same
DK0567673T3 (da) 1992-04-29 1995-08-14 Bock Orthopaed Ind Knæledsortose
US5357696A (en) 1992-05-01 1994-10-25 Gray Frank B Device for measuring force applied to a wearer's foot
US5405510A (en) 1992-05-18 1995-04-11 Ppg Industries, Inc. Portable analyte measuring system for multiple fluid samples
SE500984C2 (sv) 1992-06-02 1994-10-10 Lindhs Ortopediska Ab Fotprotes innefattande en stöddel med samverkande fot
JPH05337146A (ja) 1992-06-09 1993-12-21 Hyogo Pref Gov Shakai Fukushi Jigyodan 遊脚相コントロール義足
US5336269A (en) 1992-06-09 1994-08-09 Liberty Mutual Insurance Co. Method and apparatus for switching degrees of freedom in a prosthetic limb
US5277281A (en) 1992-06-18 1994-01-11 Lord Corporation Magnetorheological fluid dampers
US5284330A (en) 1992-06-18 1994-02-08 Lord Corporation Magnetorheological fluid devices
US5327790A (en) 1992-06-19 1994-07-12 Massachusetts Institute Of Technology Reaction sensing torque actuator
US5413611A (en) 1992-07-21 1995-05-09 Mcp Services, Inc. Computerized electronic prosthesis apparatus and method
US5405410A (en) 1992-08-12 1995-04-11 Ohio Willow Wood Company Adjustable lower limb prosthesis having conical support
US5376128A (en) 1992-08-31 1994-12-27 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Control system for prosthetic devices
DE4229330A1 (de) 1992-09-02 1994-03-10 Ludger Springob Wiederherstellung der Funktion eines gelähmten (sowie eines teilamputierten) Körpers mit Hilfe einer Eleetronik (Mikrochip)
US6500210B1 (en) 1992-09-08 2002-12-31 Seattle Systems, Inc. System and method for providing a sense of feel in a prosthetic or sensory impaired limb
GB2270473B (en) 1992-09-14 1996-01-17 Blatchford & Sons Ltd An artificial leg
DE4233247A1 (de) 1992-10-02 1994-04-07 Biedermann Motech Gmbh Schwungphasensteuervorrichtung
GB9222732D0 (en) 1992-10-29 1992-12-09 Andrews Brian Improvements in or relating to orthoses and prosthesis
WO1994010693A1 (en) 1992-10-30 1994-05-11 Lord Corporation Thixotropic magnetorheological materials
US5382373A (en) 1992-10-30 1995-01-17 Lord Corporation Magnetorheological materials based on alloy particles
US5443528A (en) 1992-11-17 1995-08-22 Allen; Scott Coil spring prosthetic foot
WO1994010943A1 (en) 1992-11-17 1994-05-26 Allen Scott E Coil spring prosthetic foot
US5405409A (en) 1992-12-21 1995-04-11 Knoth; Donald E. Hydraulic control unit for prosthetic leg
US5443521A (en) 1992-12-21 1995-08-22 Mauch Laboratories, Inc. Hydraulic control unit for prosthetic leg
US5323650A (en) 1993-01-14 1994-06-28 Fullen Systems, Inc. System for continuously measuring forces applied to the foot
US5422558A (en) 1993-05-05 1995-06-06 Astec International Ltd. Multicell battery power system
US5425780A (en) 1993-05-25 1995-06-20 Flatt; Wayne P. Ankle, foot, and lower leg prosthetic device
GB9312131D0 (en) 1993-06-11 1993-07-28 Blatchford & Sons Ltd Prosthesis control system
US5954621A (en) 1993-07-09 1999-09-21 Kinetecs, Inc. Exercise apparatus and technique
JP2558599B2 (ja) 1993-07-12 1996-11-27 株式会社エイ・ティ・アール人間情報通信研究所 ロボット制御装置
CA2100842C (en) 1993-07-19 1998-11-24 James E. Poil Magnetic motion producing device
US5476441A (en) 1993-09-30 1995-12-19 Massachusetts Institute Of Technology Controlled-brake orthosis
DE4338946C1 (de) 1993-11-15 1995-05-24 Bock Orthopaed Ind Prothesengelenk
US5437611A (en) 1993-12-01 1995-08-01 Orthotic Rehabilitation Products, Inc. Dynamic brace joint
US5504415A (en) 1993-12-03 1996-04-02 Electronic Power Technology, Inc. Method and apparatus for automatic equalization of series-connected batteries
US5678448A (en) 1994-01-14 1997-10-21 Fullen Systems, Inc. System for continuously measuring forces applied by the foot
NL9400269A (nl) 1994-02-22 1995-10-02 P G Van De Veen Consultancy B Inrichting voor het onderling zwenkbaar verbinden van delen van een orthopedische inrichting.
GB9404830D0 (en) 1994-03-12 1994-04-27 Lothian Health Board Hand prosthesis
DE4410730C1 (de) 1994-03-28 1995-06-08 Biedermann Motech Gmbh Schwungphasensteuerung für ein künstliches Kniegelenk
DE9405545U1 (de) 1994-03-31 1994-06-30 Biedermann Motech Gmbh Schwungphasensteuerung für ein künstliches Kniegelenk
US5472412A (en) 1994-04-05 1995-12-05 Mauch Laboratories, Inc. Limb brace with adjustable hydraulic resistance unit
USD372536S (en) 1994-05-28 1996-08-06 Otto Bock Orthopaedische Industrie Besitz-Und Verwaltungs-Kommanditgesell Schaft Knee joint brace
DE4418806A1 (de) 1994-05-30 1995-12-14 Bock Orthopaed Ind Kniegelenkorthese
US5586557A (en) 1994-05-31 1996-12-24 Bcam International, Inc. Functional ambulation performance scoring device
US5408873A (en) 1994-07-25 1995-04-25 Cleveland Medical Devices, Inc. Foot force sensor
US6206934B1 (en) 1998-04-10 2001-03-27 Flex-Foot, Inc. Ankle block with spring inserts
US5551525A (en) 1994-08-19 1996-09-03 Vanderbilt University Climber robot
GB2307415B (en) 1994-09-09 1998-08-12 Univ Toledo Improved knee joint mechanism for knee disarticulation prosthesis
WO1996010376A1 (en) 1994-09-30 1996-04-11 Rincoe Richard G Artificial ankle joint and prosthetic devices formed therewith
NL9401975A (nl) 1994-11-25 1996-07-01 P G Van De Veen Consultancy B Inrichting voor het onderling zwenkbaar verbinden van delen van een orthopedische inrichting.
US5687467A (en) 1994-11-30 1997-11-18 Bergmann Orthotic Lab, Inc. Method for preparing an orthotic appliance
FR2728408B1 (fr) 1994-12-20 1997-01-31 Alsthom Cge Alcatel Dispositif d'alimentation electrique notamment pour appareils portatifs
US5571212A (en) 1995-01-10 1996-11-05 M+Ind (Model & Instrument Development Corporation Prosthetic ankle joint for pivotally connecting a residual limb to a prosthetic foot
SE511750C2 (sv) 1995-02-21 1999-11-15 Gramtec Innovation Ab Ställbar protesled, såsom protesankel eller protesfot
USD383542S (en) 1995-02-13 1997-09-09 Otto Bock Orthopadishe Industrie Besitz-und VerWaltungs-Kommanditgesellsc haft Prosthetic knee joint
DE19506426C1 (de) 1995-02-24 1996-11-28 Bock Orthopaed Ind Bremskniegelenk
DE19507894C2 (de) 1995-03-07 1998-07-02 Bock Orthopaed Ind Unterschenkel-Beinprothese
US5563458A (en) 1995-03-08 1996-10-08 Ericson; Paul L. Apparatus and method for sensing surface flexure
US5566479A (en) 1995-03-21 1996-10-22 Gray; Frank B. Shoe contruction for use by diabetic persons
DE19511890C1 (de) 1995-03-31 1996-11-07 Bock Orthopaed Ind Prothesenbremsgelenk
US5817030A (en) 1995-04-07 1998-10-06 University Of Miami Method and apparatus for controlling a device based on spatial discrimination of skeletal myopotentials
US5899869A (en) 1997-12-22 1999-05-04 Barrack, Jr.; Herb J. Orthopedic appliance with weight activated brake and variable extension assist
US5662693A (en) 1995-06-05 1997-09-02 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Air Force Mobility assist for the paralyzed, amputeed and spastic person
DE19520585C2 (de) 1995-06-06 1999-11-25 Bock Orthopaed Ind Sitzorthesen-System
GB9511648D0 (en) 1995-06-08 1995-08-02 Coker Ian Apparatus for helping persons to walk
DE19521147C1 (de) 1995-06-09 1996-12-05 Bock Orthopaed Ind Gelenkloses Prothesenfußteil
DE19521464C2 (de) 1995-06-13 1999-08-19 Leuven K U Res & Dev Verfahren zur Steuerung der Kniebremse eines Prothesen-Kniegelenkes sowie Oberschenkelprothese
US5650704A (en) 1995-06-29 1997-07-22 Massachusetts Institute Of Technology Elastic actuator for precise force control
GB2302949B (en) 1995-07-01 1999-04-14 Univ Salford A transducer
US5749533A (en) 1995-08-03 1998-05-12 Daniels; John J. Fishing reel with electronically variable brake for preventing backlash
US5656915A (en) 1995-08-28 1997-08-12 Eaves; Stephen S. Multicell battery pack bilateral power distribution unit with individual cell monitoring and control
ES2152353T3 (es) 1995-09-08 2001-02-01 Bock Orthopaed Ind Protesis de pierna.
GB9606219D0 (en) 1995-09-22 1996-05-29 Blatchford & Sons Ltd Knee prosthesis
US6183425B1 (en) 1995-10-13 2001-02-06 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Method and apparatus for monitoring of daily activity in terms of ground reaction forces
US5670077A (en) 1995-10-18 1997-09-23 Lord Corporation Aqueous magnetorheological materials
US5900184A (en) 1995-10-18 1999-05-04 Lord Corporation Method and magnetorheological fluid formulations for increasing the output of a magnetorheological fluid device
US6122960A (en) 1995-12-12 2000-09-26 Acceleron Technologies, Llc. System and method for measuring movement of objects
SE510125C2 (sv) 1996-01-22 1999-04-19 Handevelop Ab Ledersättningsanordning
WO1997027822A1 (en) 1996-01-30 1997-08-07 John Chilver Artificial muscle
US5800568A (en) 1996-02-16 1998-09-01 Model & Instrument Development Corporation Prosthetic ankle and walking system
US20020087216A1 (en) 1996-02-16 2002-07-04 Atkinson Stewart L. Prosthetic walking system
US5711746A (en) 1996-03-11 1998-01-27 Lord Corporation Portable controllable fluid rehabilitation devices
US5987726A (en) 1996-03-11 1999-11-23 Fanuc Robotics North America, Inc. Programmable positioner for the stress-free assembly of components
US5704946A (en) 1996-03-13 1998-01-06 United States Manufacturing Company Multi-purpose prosthetic knee component
US5919149A (en) 1996-03-19 1999-07-06 Allum; John H. Method and apparatus for angular position and velocity based determination of body sway for the diagnosis and rehabilitation of balance and gait disorders
GB2311466B (en) 1996-03-29 1999-11-10 Steeper Hugh Ltd A prosthetic foot
GB9607749D0 (en) 1996-04-15 1996-06-19 Blatchford & Sons Ltd Specification of an artifical limb
US5800561A (en) 1996-05-15 1998-09-01 Massachusetts Institute Of Technology Power-assisted upper extremity orthosis
US5779735A (en) 1996-05-17 1998-07-14 Molino; Joseph L. Knee unit for above-knee prosthetic leg
US5906767A (en) 1996-06-13 1999-05-25 Lord Corporation Magnetorheological fluid
US5683615A (en) 1996-06-13 1997-11-04 Lord Corporation Magnetorheological fluid
US6113642A (en) 1996-06-27 2000-09-05 Mauch, Inc. Computer controlled hydraulic resistance device for a prosthesis and other apparatus
US5888212A (en) 1997-06-26 1999-03-30 Mauch, Inc. Computer controlled hydraulic resistance device for a prosthesis and other apparatus
US5842547A (en) 1996-07-02 1998-12-01 Lord Corporation Controllable brake
US5878851A (en) 1996-07-02 1999-03-09 Lord Corporation Controllable vibration apparatus
USD402368S (en) 1996-07-29 1998-12-08 Otto Bock Orthopaedische Industrie Besitz- und Verwaltungs-Kommanditgesel lschaft Knee joint
GB9621137D0 (en) 1996-10-10 1996-11-27 Chas A Blatchford And Sons Lim An above-knee lower limb prosthesis and a shin component for the prosthesis
CA2218242C (en) 1996-10-11 2005-12-06 Kenneth R. Fyfe Motion analysis system
US5998930A (en) 1996-10-24 1999-12-07 Motorola Inc. Electronic ballast with two-step boost converter and method
AU4956797A (en) 1996-11-21 1998-06-10 Advanced Fluid Systems Limited Flow-control valve and damper
US6695885B2 (en) 1997-02-26 2004-02-24 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Method and apparatus for coupling an implantable stimulator/sensor to a prosthetic device
US6095486A (en) 1997-03-05 2000-08-01 Lord Corporation Two-way magnetorheological fluid valve assembly and devices utilizing same
DE19709006A1 (de) 1997-03-05 1998-09-24 Biedermann Motech Gmbh Federeinrichtung für eine Beinprothese
US5947238A (en) 1997-03-05 1999-09-07 Lord Corporation Passive magnetorheological fluid device with excursion dependent characteristic
US5982156A (en) 1997-04-15 1999-11-09 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Air Force Feed-forward control of aircraft bus dc boost converter
SE512643C2 (sv) 1997-04-29 2000-04-17 Handevelop Ab Anordning för artificiell känsel medelst registrering av beröringsljud
US5823309A (en) 1997-05-23 1998-10-20 General Motors Corporation Magnetorheological transmission clutch
WO1998053769A1 (en) 1997-05-30 1998-12-03 College Park Industries, Inc. Prosthetic foot assembly having improved resilient cushions and components
US5888213A (en) 1997-06-06 1999-03-30 Motion Control, Inc. Method and apparatus for controlling an externally powered prosthesis
JPH11345A (ja) 1997-06-12 1999-01-06 Imasen Gijutsu Kenkyusho:Kk 義足の足継手装置
DE29723632U1 (de) 1997-06-26 1999-01-07 Mauch Inc Computergesteuerte hydraulische Widerstandseinrichtung für eine Prothese und andere Vorrichtungen
WO1999005991A2 (en) 1997-08-01 1999-02-11 Alt Artificial Limb Technology Ltd. Walk induced energy accumulator
GB9813904D0 (en) 1997-08-15 1998-08-26 Blatchford & Sons Ltd A lower limb prosthesis
GB2367753B (en) 1997-08-15 2002-05-29 Blatchford & Sons Ltd A lower limb prosthesis
US5929332A (en) 1997-08-15 1999-07-27 Brown; Norma Sensor shoe for monitoring the condition of a foot
JPH1156885A (ja) 1997-08-25 1999-03-02 Nabco Ltd 電動義手
AU134617S (en) 1997-08-28 1998-08-12 Otto Bock Orthopaedische Industrie Besitz Und Verwaltungs Kg Knee joint orthotic device
DE29715794U1 (de) 1997-09-03 1997-10-23 Bock Orthopaed Ind Orthesengelenk
US6104759A (en) 1997-09-15 2000-08-15 Research In Motion Limited Power supply system for a packet-switched radio transmitter
US5984972A (en) 1997-09-18 1999-11-16 Amputee Solutions, Inc. Pylon assembly for leg prosthesis
US6301964B1 (en) 1997-10-14 2001-10-16 Dyhastream Innovations Inc. Motion analysis system
US5967273A (en) 1997-10-17 1999-10-19 Eaton Corporation Magneto-rheological fluid coupling
GB9722403D0 (en) 1997-10-24 1997-12-24 Royal Infirmary Of Edinburgh N Upper limb prosthesis
DE19754690A1 (de) 1997-12-10 1999-07-01 Biedermann Motech Gmbh Beinprothese mit einem künstlichen Kniegelenk mit einer Regeleinrichtung
JPH11215793A (ja) 1998-01-26 1999-08-06 Sony Corp 駆動装置
US5895430A (en) 1998-02-06 1999-04-20 O'connor; Roderick S. Prosthesis for long femur and knee disarticulation amputation
US5948021A (en) 1998-02-24 1999-09-07 Hosmer-Dorrance Corporation Hydraulic cylinders for limb gait control
GB9804611D0 (en) 1998-03-04 1998-04-29 Blatchford & Sons Ltd Lower limb prosthesis and control unit
DE19810385C2 (de) 1998-03-11 2000-06-21 Bock Orthopaed Ind Prothesenbremsgelenk
USD439339S1 (en) 1998-03-25 2001-03-20 Otto Bock Orthopaedische Industrie Besitz-Und Verwaltungs-Kommanditgessellschaft Knee joint
US5960918A (en) 1998-03-27 1999-10-05 Behr America, Inc. Viscous clutch assembly
JP3245828B2 (ja) 1998-04-03 2002-01-15 株式会社ナブコ 伸展補助機構を備える義足
JP4212174B2 (ja) 1998-04-11 2009-01-21 オットー・ボック・ヘルスケア・ゲーエムベーハー 人工足用の足部ブシュ
EP1075237B1 (en) 1998-04-28 2005-03-23 Gramtec Innovation Ab Knee prosthesis
GB2338653A (en) 1998-06-26 1999-12-29 Blatchford & Sons Ltd A lower limb prosthesis
US6129690A (en) 1998-07-29 2000-10-10 Empi Corp. Unidirectional resistance pivot assembly for a splint
US6039091A (en) 1998-08-03 2000-03-21 Mentor Corporation Filling device for use in manufacturing of gel filled prostheses
WO2000015157A1 (en) 1998-09-14 2000-03-23 Rutgers, The State University Of New Jersey Prosthetic, orthotic, and other rehabilitative robotic assistive devices actuated by smart materials
US6080123A (en) 1998-09-14 2000-06-27 Pansiera; Timothy Thomas Orthotic joint with radial hydraulic force transfer
US6164967A (en) 1998-09-15 2000-12-26 Professional Dental Technologies, Inc. Fluid delivery dental cleaning device
US7410471B1 (en) 1998-09-18 2008-08-12 Becker Orthopedic Appliance Company Orthosis knee joint and sensor
US6517503B1 (en) 1998-09-18 2003-02-11 Becker Orthopedic Appliance Company Orthosis knee joint
US6425925B1 (en) 1998-10-01 2002-07-30 Schütt & Grundei Orthopädietechnik GmbH Leg exoprosthesis for adaptation to a thigh stump
GB9823946D0 (en) 1998-11-03 1998-12-30 Hammond Richard V Prosthesis control unit
WO2000027318A1 (en) 1998-11-10 2000-05-18 Mauch, Inc. Computer controlled hydraulic resistance device for a prosthesis and other apparatus
US6093162A (en) 1998-11-16 2000-07-25 Fairleigh; Angela Dynamic splint for post-operative treatment of flexible implant arthroplasty of the fingers
FR2785812B1 (fr) 1998-11-16 2002-11-29 Commissariat Energie Atomique Protheses bioactives, notamment a proprietes immunosuppressives, antistenose et antithrombose, et leur fabrication
US6206932B1 (en) 1998-11-24 2001-03-27 Timothy Johnson Alignment device for a prosthetic limb
CN1089011C (zh) 1998-12-04 2002-08-14 清华大学 功能性神经肌肉电信号识别和刺激仪
DE19859931A1 (de) 1998-12-24 2000-07-06 Biedermann Motech Gmbh Beinprothese mit einem künstlichen Kniegelenk und Verfahren zur Steuerung einer Beinprothese
US6117177A (en) 1999-03-12 2000-09-12 Teh Lin Prosthetic & Orthopaedic Inc. Artificial knee joint having a swing phase control member
US6168634B1 (en) 1999-03-25 2001-01-02 Geoffrey W. Schmitz Hydraulically energized magnetorheological replicant muscle tissue and a system and a method for using and controlling same
EP1118436B1 (en) 1999-04-05 2012-08-15 Sony Corporation Robot, servo circuit, actuator, robot control method, and actuator control method
KR100289537B1 (ko) 1999-04-21 2001-05-02 김순택 리튬 이차전지
US6602295B1 (en) 1999-05-24 2003-08-05 Ohio Willow Wood Company Prosthetic foot having shock absorption
US6241775B1 (en) 1999-05-25 2001-06-05 Chas. A. Blatchford & Sons Ltd. Specification of an artificial limb
GB9914989D0 (en) 1999-06-28 1999-08-25 Cooper John E Swing phase control for an artifical knee
US6187052B1 (en) 1999-07-14 2001-02-13 Joseph L. Molino Prosthetic ankle joint
US6409695B1 (en) 1999-07-27 2002-06-25 John D. Connelly Ankle-foot orthotic
GB9921026D0 (en) 1999-09-06 1999-11-10 Blatchford & Sons Ltd A lower limb prosthesis
US6195921B1 (en) 1999-09-28 2001-03-06 Vinncente Hoa Gia Truong Virtual intelligence shoe with a podiatric analysis system
KR20000017774A (ko) 1999-12-03 2000-04-06 김동연 디지털 전자기기의 전원공급 제어회로 및 전원공급 제어방법
KR100334902B1 (ko) 1999-12-06 2002-05-04 윤덕용 정밀작업용 6자유도 병렬기구
US6671531B2 (en) 1999-12-09 2003-12-30 Masimo Corporation Sensor wrap including foldable applicator
CN2400072Y (zh) 1999-12-10 2000-10-11 郑嘉宝 改进的膝关节
US6599439B2 (en) 1999-12-14 2003-07-29 Delphi Technologies, Inc. Durable magnetorheological fluid compositions
TW429637B (en) 1999-12-17 2001-04-11 Synergy Scientech Corp Electrical energy storage device
FI110159B (fi) 1999-12-17 2002-12-13 Respecta Oy Alaraajaproteesi
DE10000781A1 (de) 2000-01-11 2001-11-29 Biedermann Motech Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur Fernwartung einer elektronisch ansteuerbaren Prothese
DE60112403T2 (de) 2000-01-20 2006-06-01 Massachusetts Institute Of Technology, Cambridge Elektronisch gesteuerte kniegelenkprothese
EP1125825A3 (en) 2000-02-18 2002-04-24 Delphi Technologies, Inc. Variable road feedback device for steer-by-wire systems
WO2001065121A2 (en) 2000-03-01 2001-09-07 Massachusetts Institute Of Technology Force-controlled hydro-elastic actuator
JP4632560B2 (ja) 2000-03-01 2011-02-16 シーグ パック システムズ アクチェンゲゼルシャフト 三次元空間内で製品を操作するロボット
EP1267756B1 (en) 2000-03-29 2007-11-14 Massachusetts Institute of Technology Speed-adaptive and patient-adaptive prosthetic knee
JP2001277175A (ja) 2000-03-30 2001-10-09 Hiroshima Pref Gov 多指可動ロボットハンド及びその把持制御方法
US6430843B1 (en) 2000-04-18 2002-08-13 Nike, Inc. Dynamically-controlled cushioning system for an article of footwear
GB2361645A (en) 2000-04-26 2001-10-31 Blatchford & Sons Ltd Prosthetic foot
AU143535S (en) 2000-04-29 2001-04-10 Otto Bock Orthopaedische Industrie Besitz Und Verwaltungs Kg Prosthesis knee joint
US6811571B1 (en) 2000-05-02 2004-11-02 Van L. Phillips Universal prosthesis with cushioned ankle
US6395193B1 (en) 2000-05-03 2002-05-28 Lord Corporation Magnetorheological compositions
US7164967B2 (en) 2000-05-04 2007-01-16 Iguana Robotics, Inc. Biomorphic rhythmic movement controller
US6522266B1 (en) 2000-05-17 2003-02-18 Honeywell, Inc. Navigation system, method and software for foot travel
DE20010892U1 (de) 2000-06-20 2000-09-21 Cheng Chia Pao Kniegelenk
US6875241B2 (en) 2000-06-30 2005-04-05 Roland J. Christensen, As Operating Manager Of Rjc Development Lc, General Partner Of The Roland J. Christensen Family Limited Partnership Variable resistance cell
WO2002002034A1 (en) 2000-06-30 2002-01-10 Roland J. Christensen, As Operating Manager Of Rjc Development, Lc, General Partner Of The Roland J. Christensen Family Limited Partnership Prosthetic foot
FR2811220B1 (fr) 2000-07-04 2003-01-31 Francis Artigue Prothese active modulaire pour bras et avant-bras
WO2002010281A1 (fr) 2000-07-31 2002-02-07 Bando Chemical Industries Ltd Fluide magnetique visqueux a dispersion stable
US6704024B2 (en) 2000-08-07 2004-03-09 Zframe, Inc. Visual content browsing using rasterized representations
EP1179955A1 (en) 2000-08-08 2002-02-13 Texas Instruments Incorporated Method and a telecommunication apparatus for creating an alerting signal
EP1180664B1 (en) * 2000-08-09 2012-10-17 Aisin Aw Co., Ltd. Car navigation system, corresponding navigation method and storage medium
SE516947C2 (sv) 2000-08-25 2002-03-26 Gramtec Innovation Ab Anordning vid benprotes
US6805677B2 (en) 2000-09-20 2004-10-19 John Castle Simmons Wheel-less walking support and rehabilitation device
US7918808B2 (en) 2000-09-20 2011-04-05 Simmons John C Assistive clothing
RU2003112210A (ru) 2000-10-26 2004-12-10 Оссур Норс Америка, Инк. (Us) Ножной протез с амортизирующей лодыжкой
FR2816463A1 (fr) 2000-11-03 2002-05-10 Jean Noel Charpentier Dispositif d'alimentation d'un equipement electrique en energie electrique continue
KR100401457B1 (ko) 2000-11-27 2003-10-10 산재의료관리원 다기능 인공발
JP2002174243A (ja) 2000-12-11 2002-06-21 Matsushita Electric Ind Co Ltd 動圧軸受装置の製造方法および動圧軸受装置
USD446339S1 (en) * 2000-12-14 2001-08-07 Che-Li Yang Wall lighting fixture
JP2002191654A (ja) 2000-12-22 2002-07-09 Tama Tlo Kk 歩行補助装具
US6443995B1 (en) 2000-12-22 2002-09-03 Barry W. Townsend Prosthetic foot
JP4384822B2 (ja) 2001-01-26 2009-12-16 本田技研工業株式会社 義肢の駆動装置
US6485519B2 (en) 2001-01-29 2002-11-26 Bristol-Myers Squibb Company Constrained prosthetic knee with rotating bearing
DE60226368D1 (de) 2001-03-14 2008-06-19 Honda Motor Co Ltd Stirlingmaschine
US6443993B1 (en) 2001-03-23 2002-09-03 Wayne Koniuk Self-adjusting prosthetic ankle apparatus
EP1252871A1 (en) 2001-03-30 2002-10-30 I.N.A.I.L. Centro per la Sperimentazione ed Applicazione di Protesi e Presidi Ortopedici per Gli Informtuni Sul Lavoro A system for the control and monitoring of functional devices for disabled with energy from outside the body and a method for the remote control thereof
US6587728B2 (en) 2001-03-30 2003-07-01 Neurocontrol Corporation Systems and methods for performing prosthetic or therapeutic neuromuscular stimulation using an external, battery powered controller with power conservation features
NL1017771C2 (nl) 2001-04-04 2002-10-07 Otto Bock Austria Ges M B H Inrichting voor het onderling zwenkbaar verbinden van een orthopedische inrichting.
ES2253558T3 (es) 2001-05-16 2006-06-01 Fondation Suisse Pour Les Cybertheses Dispositivo de reeducacion y/o de entrenamiento de los miembros inferiores de una persona.
JP4611580B2 (ja) 2001-06-27 2011-01-12 本田技研工業株式会社 トルク付与システム
WO2003004223A2 (en) 2001-07-05 2003-01-16 Microdexterity Systems, Inc. Parallel manipulator
GB0116503D0 (en) 2001-07-06 2001-08-29 Univ Reading Rotatable joint stop mechanism
US20030019700A1 (en) 2001-07-25 2003-01-30 Michael Wittig Magnetorheological fluid damper
DE10139333A1 (de) 2001-08-10 2003-03-06 Biedermann Motech Gmbh Sensoreinrichtung, insbesondere für eine Prothese und Prothese mit einer solchen Sensoreinrichtung
US6764521B2 (en) 2001-08-24 2004-07-20 Joseph L. Molino Multi-axial ankle joint
US6876135B2 (en) 2001-10-05 2005-04-05 Sri International Master/slave electroactive polymer systems
JP3908735B2 (ja) 2001-10-16 2007-04-25 本田技研工業株式会社 歩行状態判定装置及び方法
US7209788B2 (en) 2001-10-29 2007-04-24 Duke University Closed loop brain machine interface
AUPR967301A0 (en) 2001-12-21 2002-01-24 Energy Storage Systems Pty Ltd A control circuit
US7308333B2 (en) 2002-01-31 2007-12-11 Melco Industries, Inc. Computerized stitching including embroidering
US20040078299A1 (en) 2002-01-31 2004-04-22 Kathleen Down-Logan Portable color and style analysis, match and management system
DE60327073D1 (de) 2002-02-07 2009-05-20 Ecole Polytech Körperbewegungsüberwachungsgerät
JP3976129B2 (ja) 2002-02-28 2007-09-12 本田技研工業株式会社 パラレルリンク機構およびこれを用いた人工関節装置
WO2003079940A2 (en) 2002-03-19 2003-10-02 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois System and method for prosthetic fitting and balancing in joints
DE10214357A1 (de) 2002-03-28 2003-10-16 Bock Healthcare Gmbh Prothesen-Kniegelenk mit einem hydraulischen Dämpfungszylinder
CA2380945A1 (en) 2002-04-08 2003-10-08 Powergenix Systems, Inc. Hybrid battery configuration
WO2003086245A2 (en) 2002-04-12 2003-10-23 James Jay Martin Electronically controlled prosthetic system
US20090030530A1 (en) 2002-04-12 2009-01-29 Martin James J Electronically controlled prosthetic system
JP3833567B2 (ja) 2002-05-01 2006-10-11 本田技研工業株式会社 移動ロボットの姿勢制御装置
FR2839916B1 (fr) 2002-05-22 2004-10-15 Agence Spatiale Europeenne Exosquelette pour bras humain, notamment pour des applications spatiales
US20040064195A1 (en) 2002-07-15 2004-04-01 Hugh Herr Variable-mechanical-impedance artificial legs
US6813582B2 (en) 2002-07-31 2004-11-02 Point Research Corporation Navigation device for personnel on foot
JP3930399B2 (ja) 2002-08-21 2007-06-13 本田技研工業株式会社 歩行補助装置
US7736394B2 (en) 2002-08-22 2010-06-15 Victhom Human Bionics Inc. Actuated prosthesis for amputees
KR100694282B1 (ko) 2002-08-22 2007-03-14 빅톰 휴먼 바이오닉스 인크. 하지 인공 자기수용체의 위치측정 방법 및 그 장치
EP2535024B2 (en) 2002-08-22 2019-01-16 Victhom Human Bionics Inc. Actuated prosthesis for above-knee amputees
JP4129862B2 (ja) 2002-08-30 2008-08-06 本田技研工業株式会社 義足の関節装置
US6824569B2 (en) 2002-10-11 2004-11-30 Adeola Okediji Reciprocal gait orthotic and prosthetic device
US20040083007A1 (en) 2002-10-29 2004-04-29 Molino Joseph L. Prosthetic device
JP4508873B2 (ja) 2002-11-01 2010-07-21 オットー ボック ヘルスケアー エルピー 義肢用の圧力／温度監視装置
US7066896B1 (en) 2002-11-12 2006-06-27 Kiselik Daniel R Interactive apparatus and method for developing ability in the neuromuscular system
TWI276430B (en) 2002-11-21 2007-03-21 Nabtesco Corp Prosthetic limb having knee braking function
US7396337B2 (en) 2002-11-21 2008-07-08 Massachusetts Institute Of Technology Powered orthotic device
US6966882B2 (en) 2002-11-25 2005-11-22 Tibion Corporation Active muscle assistance device and method
US7295892B2 (en) 2002-12-31 2007-11-13 Massachusetts Institute Of Technology Speed-adaptive control scheme for legged running robots
US20040153484A1 (en) 2003-01-31 2004-08-05 Takahiro Unno Fixed-point filter and method
DE10307328A1 (de) 2003-02-17 2004-09-02 Eska Implants Gmbh & Co. Beinprothese
US8087498B2 (en) 2003-04-17 2012-01-03 Victhom Human Bionics Inc. High power/weight ratio braking device based on shape memory material technology
ITTO20030309A1 (it) 2003-04-18 2004-10-19 St Microelectronics Srl Dispositivo di misura della posizione angolare relativa
US7182738B2 (en) 2003-04-23 2007-02-27 Marctec, Llc Patient monitoring apparatus and method for orthosis and other devices
WO2004096083A2 (en) 2003-04-24 2004-11-11 Arizona Board Of Regents Acting On Behalf Of Arizona State University Spring-over-muscle actuator
US7101487B2 (en) 2003-05-02 2006-09-05 Ossur Engineering, Inc. Magnetorheological fluid compositions and prosthetic knees utilizing same
US7198071B2 (en) 2003-05-02 2007-04-03 Össur Engineering, Inc. Systems and methods of loading fluid in a prosthetic knee
JP2005000500A (ja) 2003-06-13 2005-01-06 Yaskawa Electric Corp 足関節電動装具
US7503900B2 (en) 2003-07-03 2009-03-17 Honda Motor Co., Ltd. Kinematic quantification of gait asymmetry based on bilateral cyclograms
US8007544B2 (en) 2003-08-15 2011-08-30 Ossur Hf Low profile prosthetic foot
JP4587738B2 (ja) 2003-08-25 2010-11-24 ソニー株式会社 ロボット装置及びロボットの姿勢制御方法
US7153329B2 (en) 2003-08-26 2006-12-26 Wilson Michael T Prosthetic hip joint with side pivot
US6942704B2 (en) 2003-08-29 2005-09-13 S & L, Inc. Prosthetic foot
US8075633B2 (en) 2003-09-25 2011-12-13 Massachusetts Institute Of Technology Active ankle foot orthosis
US6969408B2 (en) 2003-09-30 2005-11-29 Ossur Engineering, Inc. Low profile active shock module prosthesis
US7462201B2 (en) 2003-10-21 2008-12-09 Freedom Innovations, Llc Prosthetic foot with an adjustable ankle and method
US7520904B2 (en) 2003-10-21 2009-04-21 Freedom Innovations, Llc Prosthetic foot with an adjustable ankle and method
US6966933B2 (en) 2003-10-21 2005-11-22 Roland J. Christensen, As Operating Manager Of Rjc Development, Lc, General Partner Of The Roland J. Christensen Family Limited Partnership Prosthetic foot with an adjustable ankle and method
US7025792B2 (en) 2003-10-24 2006-04-11 Collier Milo S Vacuum-assisted prosthetic device
USD501925S1 (en) 2003-10-29 2005-02-15 Victhom Human Bionics, Inc. Leg prosthesis
USD499487S1 (en) 2003-10-29 2004-12-07 Victhom Human Bionics Inc. Leg prosthesis
US7815689B2 (en) 2003-11-18 2010-10-19 Victhom Human Bionics Inc. Instrumented prosthetic foot
US20050107889A1 (en) 2003-11-18 2005-05-19 Stephane Bedard Instrumented prosthetic foot
KR101007946B1 (ko) 2003-11-18 2011-01-14 빅톰 휴먼 바이오닉스 인크. 도구화된 의지발
ATE392297T1 (de) 2003-12-16 2008-05-15 Abb Ab Kinematischer parallelmanipulator für grossen arbeitsraum
US20050137717A1 (en) 2003-12-18 2005-06-23 Finn Gramnas Prosthetic foot with rocker member
DE102004004678B4 (de) 2004-01-29 2005-12-29 Otto Bock Healthcare Gmbh Drehmomentsensor
US7896927B2 (en) 2004-02-12 2011-03-01 össur hf. Systems and methods for actuating a prosthetic ankle based on a relaxed position
US20050283257A1 (en) 2004-03-10 2005-12-22 Bisbee Charles R Iii Control system and method for a prosthetic knee
WO2005087144A2 (en) 2004-03-10 2005-09-22 össur hf Control system and method for a prosthetic knee
US7066964B2 (en) 2004-03-12 2006-06-27 Hosmer-Dorrance Corporation Prosthetic knee and rotary hydraulic chamber
EP1732482A2 (en) 2004-03-16 2006-12-20 Tensegrity Prosthetics, Inc. Tensegrity joints for prosthetic, orthotic, and robotic devices
US7455696B2 (en) 2004-05-07 2008-11-25 össur hf Dynamic seals for a prosthetic knee
DE102004031562A1 (de) 2004-06-29 2006-02-16 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Kg Künstlicher Fuß
WO2006017254A1 (en) 2004-07-12 2006-02-16 Immersion Corporation System and method for increasing sensor resolution using interpolation
JP4499508B2 (ja) 2004-08-27 2010-07-07 本田技研工業株式会社 歩行補助装置の制御装置
GB0419480D0 (en) 2004-09-02 2004-10-06 Univ Surrey Movement description and analysis
WO2006034210A2 (en) 2004-09-21 2006-03-30 Thomas Sugar Adjustable stiffness jack spring actuator
WO2006037101A2 (en) 2004-09-27 2006-04-06 Massachusetts Institute Of Technology Ankle interface
JP2008519941A (ja) 2004-11-09 2008-06-12 ノースイースタン ユニバーシティ 電気粘性流体ブレーキ又はアクチュエータ装置及びそれを使用した矯正装置
CN2776340Y (zh) 2004-12-14 2006-05-03 长宇机械实业有限公司 弹性储能脚
EP1848380B1 (en) 2004-12-22 2015-04-15 Össur hf Systems and methods for processing limb motion
US20060189899A1 (en) 2005-01-10 2006-08-24 Flaherty J Christopher Joint movement apparatus
EP1845849B1 (en) 2005-01-18 2019-04-10 The Regents of The University of California Lower extremity exoskeleton
US7147044B2 (en) * 2005-01-27 2006-12-12 Hul-Chun Hsu Processing apparatus for continuously conveying heat pipes
EP1843823B1 (en) 2005-02-02 2016-10-26 Össur hf Prosthetic and orthotic systems usable for rehabilitation
CN101155557B (zh) 2005-02-02 2012-11-28 奥瑟Hf公司 用于监控步态动态的感应系统和方法
CA2537405A1 (en) 2005-02-22 2006-08-22 Ottawa Health Research Institute Articulating joint
EP1858674A1 (de) 2005-03-18 2007-11-28 Matthias Ehrat Vorrichtung zum bewegen und positionieren eines gegenstandes im raum
US7942935B2 (en) 2005-03-29 2011-05-17 Motion Control Device and system for prosthetic knees and ankles
US10080672B2 (en) 2005-03-31 2018-09-25 Bionx Medical Technologies, Inc. Hybrid terrain-adaptive lower-extremity systems
US8864846B2 (en) 2005-03-31 2014-10-21 Massachusetts Institute Of Technology Model-based neuromechanical controller for a robotic leg
US7313463B2 (en) 2005-03-31 2007-12-25 Massachusetts Institute Of Technology Biomimetic motion and balance controllers for use in prosthetics, orthotics and robotics
US20070043449A1 (en) 2005-03-31 2007-02-22 Massachusetts Institute Of Technology Artificial ankle-foot system with spring, variable-damping, and series-elastic actuator components
US8500823B2 (en) 2005-03-31 2013-08-06 Massachusetts Institute Of Technology Powered artificial knee with agonist-antagonist actuation
US20070123997A1 (en) 2005-03-31 2007-05-31 Massachusetts Institute Of Technology Exoskeletons for running and walking
US8512415B2 (en) 2005-03-31 2013-08-20 Massachusetts Institute Of Technology Powered ankle-foot prothesis
SE528516C2 (sv) 2005-04-19 2006-12-05 Lisa Gramnaes Kombinerat aktivt och passivt benprotessystem samt en metod för att utföra en rörelsecykel med ett sådant system
US20060259153A1 (en) 2005-05-13 2006-11-16 Chang-Yu Mechanical System Ltd. Artificial knee with cushion function
EP1909708B2 (en) 2005-07-29 2018-02-28 Freedom Innovations, LLC Novel computer controlled prosthetic knee device
US20070061016A1 (en) 2005-08-03 2007-03-15 Regents Of The University Of Michigan Foot prosthetic and methods of use
US7485152B2 (en) 2005-08-26 2009-02-03 The Ohio Willow Wood Company Prosthetic leg having electronically controlled prosthetic knee with regenerative braking feature
US7531006B2 (en) 2005-09-01 2009-05-12 össur hf Sensing system and method for motion-controlled foot unit
US8048172B2 (en) 2005-09-01 2011-11-01 össur hf Actuator assembly for prosthetic or orthotic joint
DE102005051646A1 (de) 2005-10-26 2007-05-10 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Kg Verfahren zur Überprüfung der Einstellung eines Prothesenkniegelenks
US7552664B2 (en) 2005-11-04 2009-06-30 Northrop Grumman Guidance and Electronics Co., Inc. Harmonic drive gear assembly with asymmetrical wave generator and associated flexspline
DE102005062231A1 (de) 2005-12-22 2007-07-05 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Kg Künstlicher Fuß
DE102006009510A1 (de) 2006-02-27 2007-09-06 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Kg Hüftgelenkprothese
WO2007103579A2 (en) 2006-03-09 2007-09-13 The Regents Of The University Of California Power generating leg
WO2007110585A2 (en) 2006-03-24 2007-10-04 Chas. A. Blalchford & Sons Limited Lower limb prosthesis and control unit
US7578799B2 (en) 2006-06-30 2009-08-25 Ossur Hf Intelligent orthosis
US8437844B2 (en) 2006-08-21 2013-05-07 Holland Bloorview Kids Rehabilitation Hospital Method, system and apparatus for real-time classification of muscle signals from self-selected intentional movements
WO2008048658A2 (en) 2006-10-17 2008-04-24 Northwestern University Equilibrium-point prosthetic and orthotic ankle-foot systems
DE102006059206B4 (de) 2006-12-13 2010-12-30 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthopädietechnisches Gerät
US7985265B2 (en) 2006-12-14 2011-07-26 Chas. A. Blatchford & Sons Limited Prosthetic ankle and foot combination
GB0701662D0 (en) 2006-12-14 2007-03-07 Blatchford & Sons Ltd A lower limb prosthesis
CA2673915C (en) 2007-01-05 2016-06-28 Victhom Human Bionics, Inc. High torque active mechanism for orthotic and/or prosthetic devices
US8435309B2 (en) 2007-01-05 2013-05-07 Victhom Human Bionics Joint actuation mechanism for a prosthetic and/or orthotic device having a compliant transmission
EP2120801B1 (en) 2007-01-19 2018-04-11 Victhom Laboratory Inc. Reactive layer control system for prosthetic and orthotic devices
US20090088912A1 (en) 2007-09-28 2009-04-02 Anorad Corporation Linear driven x-z robot
DE102007053389A1 (de) 2007-11-07 2009-05-20 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Verfahren zur Steuerung eines orthopädischen Gelenkes
WO2009062198A2 (en) 2007-11-08 2009-05-14 Advensys, Llc Neuromorphic controlled powered orthotic and prosthetic system
US20090137933A1 (en) 2007-11-28 2009-05-28 Ishoe Methods and systems for sensing equilibrium
US8628585B2 (en) 2007-12-14 2014-01-14 Blatchford Products Limited Lower limb prosthesis
JP5119440B2 (ja) 2007-12-26 2013-01-16 財団法人ヒューマンサイエンス振興財団 股関節及び膝関節自動股義足
DE102008008281A1 (de) 2008-02-07 2009-08-20 Otto Bock Healthcare Gmbh Passives orthopädisches Hilfsmittel in Form einer Fußprothese oder Fußorthese
DE102008008282B4 (de) 2008-02-07 2014-04-03 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthopädisches Fußteil und Verfahren zur Steuerung eines künstlichen Fußes
WO2009120637A1 (en) 2008-03-24 2009-10-01 Ossur Hf Transfemoral prosthetic systems and methods for operating the same
US9180025B2 (en) 2008-04-21 2015-11-10 Vanderbilt University Powered leg prosthesis and control methodologies for obtaining near normal gait
US8652218B2 (en) 2008-04-21 2014-02-18 Vanderbilt University Powered leg prosthesis and control methodologies for obtaining near normal gait
EP2331026B1 (en) 2008-06-16 2018-11-07 The Regents of The University of California Semi-actuated transfemoral prosthetic knee
FR2933604B1 (fr) 2008-07-10 2012-01-06 Proteor Prothese de cheville
US8409297B2 (en) 2008-07-11 2013-04-02 Orthocare Innovations Llc Robotic prosthesis alignment device and alignment surrogate device
US8764850B2 (en) 2008-07-31 2014-07-01 Northwestern University Bi-modal ankle-foot device
US8317877B2 (en) 2008-08-18 2012-11-27 The Ohio Willow Wood Company Prosthetic foot
US20110082566A1 (en) 2008-09-04 2011-04-07 Herr Hugh M Implementing a stand-up sequence using a lower-extremity prosthesis or orthosis
CA2736079A1 (en) 2008-09-04 2010-03-11 Iwalk, Inc. Hybrid terrain-adaptive lower-extremity systems
US8588977B2 (en) 2008-11-20 2013-11-19 University Of Utah Research Foundation Signal modulator for visual indicator
US8720964B2 (en) 2009-01-20 2014-05-13 Polyvalor, Limited Partnership Self-adaptive mechanical finger and method
US20110196509A1 (en) 2009-02-27 2011-08-11 Ut-Battelle, Llc Hydraulic apparatus with direct torque control
US8480760B2 (en) 2010-04-12 2013-07-09 Northwestern University Passive ankle-foot prosthesis and orthosis capable of automatic adaptation to sloped walking surfaces and method of use
US20100275718A1 (en) 2009-04-29 2010-11-04 Microdexterity Systems, Inc. Manipulator
US8598815B2 (en) 2009-06-22 2013-12-03 University Of Washington Through Its Center For Commercialization Controllable transverse rotation adaptor
EP2453847B1 (en) 2009-07-17 2017-10-11 Dogan Celebi Rotatable prosthetic adapter
CA2780026C (en) 2009-11-04 2019-08-06 Vanderbilt University Systems and control methodologies for improving stability in powered lower limb devices
DE102009052887B4 (de) 2009-11-13 2016-09-15 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung eines orthetischen oder prothetischen Gelenkes einer unteren Extremität
US8601897B2 (en) 2009-11-30 2013-12-10 GM Global Technology Operations LLC Force limiting device and method
DE102009057585B4 (de) 2009-12-09 2013-11-28 Multivac Sepp Haggenmüller Gmbh & Co. Kg Verfahren zum Kalibrieren eines Roboters
WO2011100116A2 (en) 2010-02-12 2011-08-18 Freedom Innovations, L.L.C. Novel enhanced methods for mimicking human gait with prosthetic knee devices
EP2620126A1 (en) 2010-02-19 2013-07-31 Tensegrity Prosthetics Inc. Joints for prosthetic, orthotic and/or robotic devices
CN102427917A (zh) 2010-03-17 2012-04-25 松下电器产业株式会社 并联连杆机器人及并联连杆机器人的教示方法
US20110295385A1 (en) 2010-04-05 2011-12-01 Herr Hugh M Controlling torque in a prosthesis or orthosis based on a deflection of series elastic element
WO2012017722A1 (ja) 2010-08-02 2012-02-09 株式会社安川電機 パラレル機構
EP2632392B1 (de) 2010-10-25 2015-06-03 Otto Bock HealthCare GmbH Prothesenfuss
WO2012091555A1 (en) 2010-12-27 2012-07-05 Rijksuniversiteit Groningen Lower leg prosthesis
WO2012096956A1 (en) 2011-01-10 2012-07-19 Iwalk, Inc. Powered joint orthosis
WO2012097156A2 (en) 2011-01-12 2012-07-19 Iwalk, Inc. Controlling powered human augmentation devices
US9687377B2 (en) 2011-01-21 2017-06-27 Bionx Medical Technologies, Inc. Terrain adaptive powered joint orthosis
US8721737B2 (en) 2011-02-03 2014-05-13 Marquette University Passive ankle prosthesis with energy return simulating that of a natural ankle
WO2012125562A1 (en) 2011-03-11 2012-09-20 Iwalk, Inc. Biomimetic joint actuators
US9060884B2 (en) 2011-05-03 2015-06-23 Victhom Human Bionics Inc. Impedance simulating motion controller for orthotic and prosthetic applications
WO2013006585A2 (en) 2011-07-01 2013-01-10 Orthocare Innovations Llc Prosthetic hydraulic joint with accumulator and methods for controlling joint
US9114029B2 (en) 2011-09-20 2015-08-25 össur hf Dorsi-plantar prosthetic ankle module
US9737419B2 (en) 2011-11-02 2017-08-22 Bionx Medical Technologies, Inc. Biomimetic transfemoral prosthesis
US9532877B2 (en) 2011-11-11 2017-01-03 Springactive, Inc. Robotic device and method of using a parallel mechanism
US9604368B2 (en) 2011-11-11 2017-03-28 Springactive, Inc. Active compliant parallel mechanism
US9032635B2 (en) 2011-12-15 2015-05-19 Massachusetts Institute Of Technology Physiological measurement device or wearable device interface simulator and method of use
US9498401B2 (en) 2011-12-20 2016-11-22 Massachusetts Institute Of Technology Robotic system for simulating a wearable device and method of use
US9622884B2 (en) 2012-02-17 2017-04-18 Springactive, Inc. Control systems and methods for gait devices
EP2814643B1 (en) 2012-02-17 2021-03-24 Össur Iceland ehf Control systems and methods for gait devices
US9682005B2 (en) 2012-02-24 2017-06-20 Massachusetts Institute Of Technology Elastic element exoskeleton and method of using same
ES2642964T3 (es) 2012-03-19 2017-11-20 Massachusetts Institute Of Technology Interfaz mecánica de impedancia variable
US9044346B2 (en) 2012-03-29 2015-06-02 össur hf Powered prosthetic hip joint
US9221177B2 (en) 2012-04-18 2015-12-29 Massachusetts Institute Of Technology Neuromuscular model-based sensing and control paradigm for a robotic leg
CA2876187C (en) 2012-06-12 2021-01-26 Iwalk, Inc. Prosthetic, orthotic or exoskeleton device
EP2879623B1 (en) 2012-08-01 2019-11-27 Ossur Hf Prosthetic ankle module
EP2702963A1 (en) 2012-08-27 2014-03-05 ETH Zürich Powered prosthesis with serial and/or parallel compliance
EP2961355B1 (en) 2013-02-26 2018-08-22 Össur hf Prosthetic foot with enhanced stability and elastic energy return
EP2967920B1 (en) 2013-03-14 2021-04-21 Ossur Hf Prosthetic ankle: a method of controlling based on adaptation to speed
US9289316B2 (en) 2013-05-03 2016-03-22 Springactive, Inc. Quasi-active prosthetic joint system
WO2015095211A2 (en) 2013-12-16 2015-06-25 Massachusetts Institute Of Technology Optimal design of a lower limb exoskeleton or orthosis
CN106456339B (zh) 2014-04-11 2020-02-07 奥索有限责任公司 具有可去除柔性构件的义肢脚
US9459698B2 (en) 2014-12-10 2016-10-04 TCL Research America Inc. Gesture based power management system and method
US20170241497A1 (en) 2016-01-08 2017-08-24 Massachusetts Institute Of Technology Planar Torsion Spring for Knee Prostheses and Exoskeletons

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1929797A (zh) * 2004-02-12 2007-03-14 奥瑟Hf公司 用于运动受控制的足单元的系统和方法
US20060184252A1 (en) * 2005-02-16 2006-08-17 Magnus Oddsson System and method for data communication with a mechatronic device
US20060184280A1 (en) * 2005-02-16 2006-08-17 Magnus Oddsson System and method of synchronizing mechatronic devices
US20060249315A1 (en) * 2005-03-31 2006-11-09 Massachusetts Institute Of Technology Artificial human limbs and joints employing actuators, springs, and variable-damper elements
US20070162152A1 (en) * 2005-03-31 2007-07-12 Massachusetts Institute Of Technology Artificial joints using agonist-antagonist actuators
WO2007027808A3 (en) * 2005-09-01 2007-06-28 Oessur Hf System and method for determining terrain transitions

Cited By (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104661620A (zh) * 2012-08-02 2015-05-27 奥托·博克保健有限公司 矫形器控制
US10166124B2 (en) 2012-08-02 2019-01-01 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthosis control
CN104027191A (zh) * 2014-07-02 2014-09-10 河北工业大学 一种膝上假肢的路况识别系统
CN104027191B (zh) * 2014-07-02 2016-02-03 河北工业大学 一种膝上假肢的路况识别系统
CN104027225A (zh) * 2014-07-02 2014-09-10 河北工业大学 一种下肢康复辅具的路况识别方法
US10588760B2 (en) 2014-07-28 2020-03-17 Ottobock Se & Co. Kgaa Prosthetic foot, system of a prosthetic foot and a shoe, and method for adapting the heel height of a prosthetic foot
CN106659572A (zh) * 2014-07-28 2017-05-10 奥托·博克保健有限公司 假肢足、含假肢足和鞋的系统、适配假肢足跟高度的方法
US11633295B2 (en) 2014-07-28 2023-04-25 Ottobock Se & Co. Kgaa Method for adapting the heel height of a prosthetic foot
CN107510525A (zh) * 2017-09-18 2017-12-26 燕山大学 基于人体健康腿传感信号的步态跟随膝下假肢
CN108313157A (zh) * 2018-02-20 2018-07-24 郭华 一种腿部残疾人员水陆两用辅助移动机器人
TWI678197B (zh) * 2018-07-17 2019-12-01 東南科技大學 可更換部件之膝下義肢結構
CN109725594A (zh) * 2018-12-29 2019-05-07 湖南健行智能机器人有限公司 一种下肢外骨骼运动模态切换控制方法
CN109938892B (zh) * 2019-04-03 2020-08-04 河北工业大学 一种智能膝上假肢穿戴者骑行状态识别系统
CN109938892A (zh) * 2019-04-03 2019-06-28 河北工业大学 一种智能膝上假肢穿戴者骑行状态识别系统
CN113827381A (zh) * 2021-09-22 2021-12-24 复旦大学 一种双驱动踝关节假肢
CN113827381B (zh) * 2021-09-22 2024-01-30 复旦大学 一种双驱动踝关节假肢

Also Published As

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WO2009120637A1 (en) 2009-10-01
EP2257247B1 (en) 2018-04-25
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US8057550B2 (en) 2011-11-15
EP2257247A1 (en) 2010-12-08
CN102036626B (zh) 2014-07-02
US20130144402A1 (en) 2013-06-06
US20120016492A1 (en) 2012-01-19
US10195057B2 (en) 2019-02-05
US20090222105A1 (en) 2009-09-03

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Termination date: 20170323

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